微流体系统正在成为当前很多快速发展的生物技术，例如快速DNA分 离和分选(sizing)、细胞操纵、细胞分类和分子检测的关键基础。基于微流 体芯片的技术相对于其传统的大尺寸的对应技术而言提供了很多优点。
在所有的微流体器件中，有一种基本需要是控制流体流动，即，必须 通过由典型宽度约为0.1mm的通道构成的微通道系统输送、混合、分离和 引导流体。微流体致动中的一项挑战是设计一种紧凑而可靠的微流体系统 以在微通道中调节或操纵可变成分(例如唾液和全血液)的复杂流体的流 动。当前已经开发和使用了各种致动机制，例如压力驱动方案、微制造机 械阀和泵、喷墨型泵、电动力控制的流动和表面声波。
在US 2003/0231967中，提供了一种在微气相色谱仪等中使用的微泵组 件，其用于驱动气体通过色谱仪。这是膜式位移泵的范例，其中微制造膜 的挠曲提供了泵送流体的压力功。然而，使用这种微泵组件和使用微泵的 缺点通常是必须将它们以某种方式集成到微流体系统中。这意味着将要增 大微流体系统的尺寸。因此具有紧凑、廉价而又容易处理的微流体系统将 是很有用的。
本发明的目的是提供一种改进的微流体系统以及制造和操作该微流体 系统的方法。本发明的优点可以是紧凑、廉价和容易处理中的至少一个。
以上目的是通过根据本发明的方法和装置实现的。

在第一方面，本发明提供一种微流体系统，其包括至少一个微通道， 所述微通道包括具有内侧的壁，该系统还包括：
附着到所述壁的内侧的多个致动器元件，每个致动器元件具有形状、 取向和几何结构，该几何结构包括沿纵轴变化的截面区域；以及
用于向所述多个致动器元件施加激励从而使其形状和/或取向发生改变 的装置。
向多个致动器元件施加激励提供了一种在微流体系统中局部操纵复杂 流体的流动的方式。可以单独地或成组地对致动器元件进行驱动或寻址以 实现特定方式的液体流动。致动器元件的几何结构包括沿纵轴变化的截面 区域。与具有均匀截面区域的致动器元件相比，致动器元件的变化截面区 域降低了致动器元件的柔顺度。除非致动器的柔顺度低，否则克服致动器 的硬度并使其显著变形所需的激励可能变得无法接受地大。
在根据本发明的实施例中，变化的截面区域基本朝向微通道的壁的内 侧。变化的截面区域优选为减小的截面区域。减小的截面区域为致动器元 件的截面区域的10-80％。具有较细截面区域的致动器元件用作铰链，使形 状或取向发生变化所需的激励比具有均匀截面区域的致动器元件所需的激 励在幅度上低几个数量级。
在根据本发明的特定实施例中，微流体系统包括用于向多个致动器元 件施加激励的装置。用于向多个致动器元件施加激励的装置可以是电场发 生装置(例如电流源或电势源)、电磁场发生装置(例如光源)、电磁辐射 装置(例如光源)、外部或内部磁场发生装置。
在根据本发明的最优选实施例中，用于向致动器元件施加激励的装置 为磁场生成装置。
在根据本发明的一个实施例中，可以将多个致动器元件设置为第一和 第二行，第一行致动器元件位于壁的内侧的第一位置，而第二行致动器元 件位于壁的内侧的第二位置，所述第一位置和第二位置基本彼此相对。
在本发明的另一个实施例中，可以将多个致动器元件设置成多行致动 器元件，对所述多行致动器元件进行设置以形成二维阵列。
在本发明的另一实施例中，可以在微通道的壁的内侧随机设置多个致 动器元件。
在根据本发明的第二方面，一种用于制造具有至少一个微通道的微流 体系统的方法包括：
使至少一个微通道的壁的内侧设有多个具有几何结构的致动器元件， 所述几何结构包括沿纵轴变化的截面区域；以及
提供用于向所述多个致动器元件施加激励的装置。
通过如下步骤执行形成具有前述几何结构的多个致动器元件的方法：
在所述壁的内侧上沉积长度为L的牺牲层；
在所述牺牲层的顶部沉积致动器材料；以及
通过去除所述牺牲层从所述壁的内侧释放所述致动器材料。
可以通过蚀刻步骤去除牺牲层。
根据本发明的实施例，用于向致动器元件施加激励的装置可以包括提 供磁场或电场发生装置。
在本发明的另一方面，提供了一种用于控制通过微流体系统的微通道 的流体流动的方法。所述微通道包括具有内侧的壁。该方法包括：
使所述壁的内侧设有多个致动器元件，所述致动器元件各自具有形状、 取向和几何结构，该几何结构包括沿纵轴变化的截面区域；以及
向所述致动器元件施加激励从而使其形状和/或取向发生改变。
在根据本发明的特定实施例中，可以通过施加磁场来向致动器元件施 加激励。
在另一方面，本发明还包括一种包括至少一个微通道的微流体系统， 所述微通道包括具有内侧的壁并且含有流体，该系统还包括：
附着到所述壁的内侧的多个致动器元件；以及
用于向所述多个致动器元件施加激励从而在沿着微通道的方向上驱动 流体的装置。
根据本发明的微流体系统可以用于生物技术、制药、电气或电子应用。 在生物技术应用中，微流体系统用于生物传感器、快速DNA离析和分选、 以及细胞操纵和分类。在制药应用中，微流体系统用于局部混合很重要的 高吞吐量组合检验。在电气或电子应用中，微流体系统用于微通道冷却系 统。
根据本发明的微流体系统可以用于诊断装置，例如用于生物传感器， 用来在诸如唾液、痰、血液、血浆、间质液或尿液的生物流体中检测至少 一种目标分子，例如蛋白质、抗体、核酸(例如DNA、RNA)、肽、低聚 或多聚糖或糖。
结合附图，通过以下详细描述，本发明的这些和其他特点、特征和优 点将变得显而易见，附图以举例的方式例示了本发明的原理。仅通过举例 的方式给出该描述，并不限制本发明的范围。下文引用的附图标记参见附 图。

图1示出现有技术的微泵组件；
图2为根据本发明的实施例的致动器元件的示意图，该致动器元件的 几何结构沿着纵轴具有变化的截面区域；
图3为根据本发明的另一实施例的致动器元件的示意图，该致动器元 件的几何结构沿着纵轴具有变化的截面区域；
图4示出根据本发明实施例的弯曲聚合物MEMS；
图5为根据本发明的实施例的微通道截面示意图，该微通道的壁的内 侧覆盖有直线致动器元件；
图6为根据本发明的另一实施例的微通道截面示意图，该微通道的壁 的内侧覆盖有卷起和被理直的致动器元件；
图7为根据本发明的另一实施例的微通道截面示意图，该微通道的壁 的内侧覆盖有不对称往复运动的致动器元件；
图8示出根据本发明的实施例将均匀磁场施加于直线致动器元件；
图9示出根据本发明的另一实施例将旋转磁场施加于单独的致动器元 件；以及
图10示出根据本发明的另一实施例利用导线施加非均匀磁场以向致动 器元件施加力。
在不同的附图中，相同的附图标记表示相同或类似的元件。

在所附的独立和从属权利要求中给出了本发明的特定和优选方面。在 适当的情况下，从属权利要求的特征可以与独立权利要求的特征组合以及 与其他从属权利要求的特征组合，并非仅仅如权利要求中所明确给出的那 样。
将针对特定实施例并参考特定附图对本发明进行说明，但本发明不限 于此，而是仅受权利要求的限制。权利要求中的附图标记不应被示为限制 范围。描述的附图仅为示意性的，不是限制性的。在附图中，出于例示的 目的，可以放大一些元件的尺寸，并非按照比例绘制。在本说明书和权利 要求中使用“包括”一词并不排除包括其他元件或步骤。在提及单数名词 而使用不定冠词或定冠词例如“一”、“该”的情况下，包括该名词的复数 形式，除非有其他具体的限定。
此外，说明书和权利要求中的术语第一、第二、第三等用于区分类似 的元件，未必用于描述连续或时间顺序。应该理解的是，在适当的环境下 这样使用的术语是可以互换的，并且本文所描述的本发明实施例可以按照 不同于本文所述或所示的其他顺序工作。
此外，出于描述的目的在说明书和权利要求中使用术语顶部、底部、 上、下等，其未必用于描述相对位置。应该理解的是，在适当的环境下这 样使用的术语是可以互换的，并且本文所描述的本发明实施例可以在不同 于本文所述或所示的其他取向上工作。
在下文中，形状一词表示致动器元件的形状，该致动器元件可以是梁 或棒状或任何其他适当的形状，包括细长形状。取向一词表示可以垂直于 微通道壁的内侧或与其共面的致动器元件的取向。柔顺度一词表示硬度的 倒数，或换言之，致动器元件的柔顺度越大，在受到外部激励致动时其硬 度越小。根据本发明的致动器元件的几何结构包括致动器元件的变化截面 区域，其优选为朝着微通道壁的内侧逐渐变细。减小的截面区域为致动器 元件的截面区域的10-80％。厚度或宽度的减小导致致动器元件的截面区域 变化，使其柔顺。换言之，发现这会导致致动器元件的硬度降低。将要认 识到，也可以利用弹性模量低的材料影响致动器元件的柔顺度，从而提高 元件的柔顺度。
在第一方面，本发明提供一种微流体系统，其具有允许通过微流体系 统的微通道输送或(局部)混合或引导流体的装置。在第二方面，本发明 提供一种制造这种微流体系统的方法。在第三方面，本发明提供一种控制 通过微流体系统的微通道的流体流动的方法。已经发现，根据本发明的微 流体系统成本低廉且易于处理，同时还坚固耐用、紧凑且适合于非常复杂 的流体。
根据本发明的微流体系统包括至少一个微通道以及集成于所述至少一 个微通道壁的内侧的微流体元件。所述微流体元件为致动器元件。这些元 件优选为是柔顺的且有韧性。致动器元件优选通过弯曲或旋转或改变形状 来对某一激励，例如电场、磁场等做出响应。优选地容易利用较为廉价的 工艺来处理致动器元件。
根据本发明，可以使用所有适当的材料，即，能够通过作为外部激励 的响应而机械变形来改变形状的材料。外部激励可以有各种来源，例如电 场、磁场、光、温度、化学环境等。在2006年Springer Verlag的Emile Aarts 和José Encarnacao编辑的Dirk J.Broer，Henk van Houten，Martin Ouwerkerk， Jaap M.J.den Toonder，Paul van der Sluis，Stephen I.Klink，Rifat A.M.Hikmet， Ruud Balkenende的True Visions：Tales on the Realization of Ambient Intelligence一书第四章Smart Materials中给出了可能的材料概述。聚合物材 料通常有韧性而非脆性，较为廉价，有弹性直到有很大的应变(直到10％ 或更大)，并且具有可利用简单工艺在大表面区域上进行处理的前景。
根据致动激励的类型，用于形成致动器元件的材料可能必需要是功能 化的。对于至少一部分致动器而言，聚合物是优选的。根据本发明，除了 非常脆的聚合物，例如聚苯乙稀之外，可以使用大多数类型的聚合物，所 述脆的聚合物不适合用于本发明。在一些情况下，例如在静电或磁致动的 情况下，可以使用金属形成致动器元件或金属可以是致动器元件的一部分， 例如，在离子性聚合物—金属复合物(IPMC)中。例如，对于磁致动而言， 可以利用FeNi或另一种磁性材料形成致动器元件。然而，金属的缺点可能 是机械疲劳和处理成本。
可以使用的其他材料包括所有形式的电活性聚合物(EAP)。可以将它 们非常大致地分为两类：离子的和电子的。电子激活的EAP包括下列中的 任何一种：电致伸缩的(例如电致伸缩接枝弹性体)、静电的(电介质)、 压电的、磁性的、电粘弹性的、液晶弹性体和铁电致动聚合物。离子EAP 包括诸如离子聚合物凝胶的凝胶、离子性聚合物—金属复合物(IPMC)、 导电聚合物和碳纳米管。这些材料可以表现出导电性或光子性，或者是有 化学活性，即非可电变形的。可以使上述EAP中的任何一种以很大的卷曲 响应进行弯曲，并且可以将其用于具有根据本发明的几何结构的致动器元 件。
因为上述原因，根据本发明，致动器元件优选地可以由聚合材料形成， 或包括聚合材料作为其构造的一部分。因此，在进一步的说明中，将利用 聚合物致动器元件来描述本发明。然而，本领域的技术人员必须理解，也 可以在使用除如上所述的聚合物之外的材料来形成致动器元件时采用本发 明。聚合材料通常有韧性而非脆性，较为廉价，有弹性直到有很大的应变 (直到10％或更大)，并且具有可利用简单工艺在大表面区域上进行处理的 前景。
根据本发明的微流体系统可以用于生物技术应用，例如，微全分析系 统、微流体诊断、微工厂(micro-factory)和化学或生化微车间(micro-plant)、 生物传感器、快速DNA离析和分选、细胞操纵和分类，可以用于制药应用， 尤其是局部混合非常重要的高吞吐量组合检验，以及可以用于微通道冷却 系统，例如用于微电子应用。
本发明通过利用微小聚合物致动器元件，即响应于特定外部激励改变 其形状和/或尺存的聚合物结构覆盖微通道壁来操纵微通道中的流体运动。 在以下说明中，也可以将这些微小致动器元件，例如聚合物致动器元件称 为致动器，例如聚合物致动器或微聚合物致动器、致动器元件、微聚合物 致动器元件或致动器元件。必须指出，当在进一步的说明中使用这些术语 中的任何一个时，始终是指根据本发明的相同微小致动器元件。可以通过 任何适当的外部激励单独地或分组地使微聚合物致动器元件或聚合物致动 器运动。这些外部激励可以是诸如电流的电场、磁场或任何其他适当的手 段。
然而，对于生物医学应用而言，考虑到可能会发生与复杂的生物流体 的相互作用，电和磁致动手段可能是优选的，利用其他材料形成致动器元 件。
在说明书中，将主要讨论磁致动。单独的磁致动聚合物元件基本是一 个顺磁性或铁磁性的翼片。这可以通过将超顺磁性或铁磁性颗粒结合到翼 片中，或在翼片上沉积(结构化)磁层，或利用固有磁性聚合物材料来实 现。可以通过有效施加的力矩或通过直接的平移力使翼片在磁场中运动。 所述场可以是均匀的，或者是例如由电流线诱发的空间变化的场。
施加外部磁场将在翼片上产生平移和旋转力。平移力等于：
$\overrightarrow{F}=▿(\overrightarrow{m}·\overrightarrow{B})---\left(1\right)$
其中为翼片的磁矩，为磁感应强度。
旋转力，即翼片上的转矩将导致其运动，即旋转和/或改变形状。假设 翼片的磁矩为且磁场强度为由下式给出转矩
$\overrightarrow{\tau }=\mu \overrightarrow{m}\times \overrightarrow{H}=\overrightarrow{m}\times \overrightarrow{B}=V\overrightarrow{M}\times \overrightarrow{B}=\mathrm{Lwt}\overrightarrow{M}\times \overrightarrow{B}---\left(2\right)$
其中μ为磁导率，为磁感应强度，为磁化强度(即每单位体积的 磁矩)，V为翼片的体积。翼片的长度×宽度×厚度的尺寸为L×w×t。所 施加的转矩取决于磁矩和磁场之间的角度，当它们成一条直线时为零。
为了获得在微流体器件中使用的有效元件，作用在翼片上的合力一方 面必须足以使翼片显著变形(即克服翼片的硬度)，另一方面必须大到足以 超过周围流体作用在翼片上的阻力。
在磁场中，翼片将受到由方程(2)给出的转矩，该转矩为：
τ＝LwtMBsinα             (3)
其中M为翼片的磁化强度，假设其沿着翼片的长度方向取向。B为所 施加的磁感应强度的大小，α为磁化强度和所施加的磁场之间的夹角。可 以通过如下方程将转矩表示为作用在翼片的尖端上的力F：
$F=\frac{\tau }{L}=\mathrm{wtMB}\sin \alpha ---\left(4\right)$
如果材料的杨氏模量为E，当负载F作用在其上时，其尖端的挠度δ 由下式给出：
$\delta =\frac{4L^{3}F}{E{\mathrm{wt}}^3}---\left(5\right)$
该公式对于相当小的挠曲，即元件厚度量级上的挠曲是有效的。对于 有效流体致动所需的较大挠曲，需要考虑方程(5)中不包括的非线性效应。 如在FEM封装“Ansys”中所实施的，使用有限元方法(FEM)来计算力- 挠曲关系。
当E＝2GPa、L＝20μm，w＝10μm且t＝300nm时，将翼片挠曲大约5
μm所需的典型的力大约为0.1μN。通过方程(4)估算获得该力所需的磁 场。假设该结构填充有10vol％的铁磁性磁性颗粒。块磁体的磁化强度大约 为5×105A/m。由于颗粒是球形的，因此必须将有效磁化强度乘以等于1/3 的形状因数。因此，翼片的有效磁化强度等于M＝10％×(1/3)×5×105＝1.65 ×104A/m。在方程(4)中代入数值并假设翼片的最佳取向，即垂直于磁场， 会得到对于0.1μN的力，需要2T的磁感应强度。对于实际应用而言这是 一个不现实的大值。
在结合超顺磁性翼片利用磁场梯度并因此利用方程(1)给出的平移力 时，类似的论述也适用。除非翼片的柔顺度高，否则克服翼片的硬度并使 其显著变形所需的场梯度/电流将变得无法接受地大。
根据本发明，致动器元件沿着纵轴具有变化的截面区域。变化的截面 可以包括开口。开口的形状可以为正方形、矩形、圆形、半圆形等。这些 开口减小了致动器元件的硬度。要指出的是，致动器元件厚度或宽度的减 小使其更加柔顺。不希望受到任何理论的约束，可以认为厚度或宽度减小 的致动器元件部分用作铰链，并且使形状或取向发生变换化所需的激励比 具有均匀截面区域的致动器元件所需的激励在幅度上低几个数量级。发现 柔顺度随着宽度的减小而线性增大，但随着厚度的三次方增大。
根据另一个实施例，致动器元件具有多个开口，例如多个柔顺的铰链。 这些可以通过减小致动器元件的宽度或厚度来获得。这些结构能够提供更 加复杂的运动。然而，从方程(2)可以看出，降低厚度或宽度可以导致磁 力减小。多个柔顺铰链是否更为有效取决于减小的硬度和减小的磁力之间 的平衡。该优选实施例可以最适合于磁激励。然而，不应将本发明的范围 仅限于磁场。
图1示出了现有技术的微泵组件。提供一种在微气相色谱仪等中使用 的微泵组件11，其用于驱动气体通过色谱仪。微泵组件11包括微泵12， 该微泵12具有由微阀14连接的顺序排列的微机械加工的泵腔。共用的泵 膜将腔分成顶泵室和底泵室。两个泵室都由共用的泵膜驱动，该泵膜可以 是聚合物膜。使泵膜的运动和共用微阀的控制同步，以响应于多个电信号 控制流体通过泵单元对的流动。
组件11还包括进口管16和出口管18。由此根据特定周期通过拉下泵 和阀膜来以静电方式触发泵送操作。通过以特定方式安排电信号，可以沿 一个方向或相反方向输送气体。驱动泵系统的频率决定泵的流速。通过在 两侧具有电极，静电驱动的膜容易克服所有孔和腔中的振动和阻力空气运 动的阻尼造成的机械限制。
US 2003/0231967的微泵组件11是膜式位移泵的范例，其中微制造膜 的挠曲提供了泵送流体所需的压力。
图2和图3示出了具有根据本发明实施例的几何结构的致动器元件30 的范例。图2和图3中右侧的图示出了致动器元件的侧视图。这些图表示 可以通过上下弯曲对诸如电场或磁场或另一种激励的外部激励做出响应的 致动器元件30。聚合物致动器元件30包括聚合物微机电系统(聚合物 MEMS)31以及用于将聚合物MEMS 31附着到微流体系统的微通道33的 附着装置32。附着装置32可以位于聚合物MEMS 31的第一末端。聚合物 MEMS 31可以具有梁或棒的形状。然而，本发明不限于梁或棒状的MEMS。 致动器元件30可以包括沿着纵轴变化的截面区域，以提高柔顺度，或换言 之，降低致动器元件的硬度。变化的截面可以包括如图2所示的开口20、 21、22。开口的形状可以为正方形、矩形、圆形、半圆形等。致动器元件 30具有多个开口23、24、25，例如如图3所示的多个柔顺铰链。致动器元 件30还可以包括具有其他适当形状的聚合物MEMS 31。
根据本发明的上述方面，聚合物MEMS 31可以具有在大约10到100 μm范围内、典型为20μm的长度“1”。其可以具有在大约2到30μm的 范围内、典型为10μm的宽度“w”。聚合物MEMS 31可以具有在大约0.1 到2μm的范围内、典型为0.3μm的厚度“t”。开口的长度/宽度/直径可以 在1-5μm的范围内，典型为2μm。尽管在图2和图3中绘示了垂直于衬 底表面的取向，但初始取向也可以与表面共面。
根据本发明可以使用由能够对温度变化、可见光和UV光、水、分子、 静电场、磁场、电场做出响应的材料形成的致动器元件。然而，对于生物 医学应用而言，考虑到如果用其他材料形成致动器元件可能会发生与复杂 生物流体的相互作用，例如光和磁致动手段可能是优选的。
在说明书中，将主要讨论磁致动。然而，必须理解，根据本发明还可 以使用其他激励。例如，电激励、温度变化和光。可以用于形成受电激励 的致动器元件的聚合材料的范例可以是铁电聚合物，即聚偏1，1-二氟乙烯 (PVDF)。通常，可以使用所有弹性硬度低且介电常数高的适当聚合物来 通过对其施加电场诱发大的致动应变。其他适当的聚合物例如可以是离子 性聚合物—金属复合物(IPMC)材料或例如全氟磺酸酯(perfluorsulfonate) 和全氟碳酸酯(perfluorcarbonate)。温度驱动的聚合材料的范例可以是形状 记忆聚合物(SMP)，例如热反应凝胶，如聚(N-异丙基丙烯酰胺)。
图4示出了根据本发明实施例的致动器元件30的范例。致动器元件30 可以通过上下弯曲对诸如电场或磁场或另一种激励的外部激励做出响应。 聚合物致动器元件30包括聚合物微机电系统或聚合物MEMS 31以及用于 将聚合物MEMS 31附着到微流体系统的微通道33的附着装置32。附着装 置32可以位于聚合物MEMS 31的第一末端。
聚合物MEMS 31可以具有梁的形状。然而，本发明不限于梁状MEMS； 聚合物致动器元件30还可以包括具有其他适当形状的聚合物MEMS 31， 其他适当形状优选为细长形状，例如棒状。
在下文中将描述如何根据本发明形成附着到微通道33的致动器元件30 的范例。
可以通过各种可能的方式将致动器元件30固定到微通道33的壁36的 内侧35。将致动器元件30固定到微通道33的壁36的内侧35的第一种方 式是通过沉积，例如旋涂、蒸镀或另一种适当的沉积技术在牺牲层上形成 将要用于形成致动器元件30的材料层。因此，首先可以在微通道33的壁 36的内侧35上沉积牺牲层。该牺牲层可以由金属(例如铝)、氧化物(例 如SiOx)、氮化物(例如SixNy)或聚合物构成。构成牺牲层的材料应当是 能够相对于形成致动元件的材料被选择性地蚀刻，并且可以在适当长度上 沉积在微通道33的壁36的内侧35上。在一些实施例中，可以在微通道33 的壁36的内侧35的整个表面区域上沉积牺牲层，通常区域在几cm的量级 上。然而，在其他实施例中，可以在长度L上沉积牺牲层，该长度L可以 与致动器元件30的长度相同，其通常在10到100μm之间。根据所用的材 料，牺牲层可以具有0.1和10μm之间的厚度。
在下一步中，在牺牲层之上沉积随后将要形成聚合物MEMS 31的聚合 材料层。接下来，可以按照需要蚀刻牺牲层以获得致动器元件的上述几何 结构。由此，在长度L上从壁36的内侧35释放聚合物层(如图4所示)。 该部分形成聚合物MEMS 31。聚合物层保持附着到壁36的内侧35的部分 形成用于将聚合物MEMS附着到微通道33，更具体而言附着到微通道33 的壁36的内侧35的附着装置32。
根据本发明形成致动器元件30的另一种方式可以是在施加聚合材料之 前利用壁36的内侧35的图案化表面能工程。在这种情况下，以获得具有 不同表面能的区域的方式对致动器元件30将要附着在其上的微通道33的 壁36的内侧35进行构图。这可以利用适当的技术，例如光刻或印刷来实 现。因此，利用本领域技术人员公知的适当技术沉积并结构化将要构造致 动器元件30的材料层。该层将牢固地粘着到下方的壁36的内侧35的一些 区域(以下称为强粘着区域)，并弱粘着到壁36的内侧35的其他区域(以 下称为弱粘着区域)。于是可能在弱粘着区域处产生层的自发释放，而该层 将保持固定在强粘着区域。然后强粘着区域可以形成附着装置32。通过这 种方式从而可以获得自形成的独立致动器元件30。
如本申请所有附图中所示，如此处理的元件30无需处于基本平行于通 道壁36的方向上。
聚合物MEMS 31例如可以包括丙烯酸酯聚合物、包括共聚物的聚(乙 二醇)聚合物，或可以包括任何其他适当的聚合物。优选地，用于形成聚 合物MEMS 31的聚合物应当是生物相容聚合物，使得其与微通道33中的 流体或微通道33中的流体的成分具有最小的(生物)化学相互作用。或者， 可以修改致动器元件30以便控制非特异性吸附特性和润湿性。聚合物 MEMS 31可以包括复合材料。例如，其可以包括填充颗粒的基质材料或多 层结构。还可以指出，根据本发明可以使用“液晶聚合物网络材料”。
在未致动状态下，即在未向致动器元件30施加外部激励时，在特定范 例中可以具有梁的形式的聚合物MEMS 31是弯曲的或是直的。施加到聚合 物致动器元件30的外部激励，例如电场(电流)、电磁辐射(光)、磁场、 温度变化、存在特定的化学物种、pH值变化或任何其他适当的手段，导致 其弯曲或变直，或换言之，导致其运动。致动器元件30形状的变化使存在 于微流体系统的微通道33中的周围流体运动。在图4中，用箭头34表示 聚合物MEMS 31的弯曲。
图5示出了设有根据本发明的致动器元件的微通道33的实施例。在该 实施例中，示出了微流体系统(除施加激励的装置之外)的设计范例。示 意性示出了微通道33的截面。根据本发明的该实施例，微通道33的壁36 的内侧35可以覆盖有多个直线聚合物致动器元件30。为了附图的清晰起见， 仅示出了致动器元件30的聚合物MEMS部分31。在施加到致动器元件30 的外部激励的作用下，聚合物MEMS 31可以往复运动。该外部激励可以是 电场、电磁辐射、磁场或其他适当的手段。致动器元件30可以包括聚合物 MEMS 31，其形状例如可以为棒状或梁状，其宽度尺寸沿着离开附图平面 的方向延伸。
在本发明的实施例中，可以将微通道33的壁36的内侧35上的致动器 元件30设置成一行或多行。仅仅作为范例，可以将致动器元件30设置成 两行致动器元件30，即在壁36的内侧35的第一位置处的第一行致动器元 件30以及在壁36的内侧35的第二位置处的第二行致动器元件30，所述第 一和第二位置基本彼此相对。在本发明的其他实施例中，也可以将致动器 元件31设置成多行致动器元件30，可以对其进行设置以形成二维阵列。在 其他实施例中，可以在微通道33的壁36的内侧35上随机设置致动器元件 30。
为了能够在特定方向上，例如从图5的左到右方向输送流体，致动器 元件30的运动可以优选是不对称的。对于泵送器件而言，聚合物致动器元 件的运动由继时性致动器装置提供。这可以通过提供用于单独地或逐行地 对致动器元件30进行寻址的装置来实现。在静电致动的情况下，这可以通 过作为微通道33的壁36的一部分的图案化电极结构来实现。图案化电极 结构可以包括结构化膜，其可以是金属或另一种适当的导电膜。可以通过 光刻实现膜的结构化。可以对图案化结构单独寻址。这同样可以应用于磁 致动结构。作为通道壁结构的一部分的图案化导电膜可以使产生局部磁场 成为可能，使得可以单独地或逐行地对致动器元件30进行寻址。
在所有上述情形中，单独地或逐行地激励致动器元件30是可能的，因 为微通道33的壁36包括结构化图案，通过该结构化图案可以激活激励。 通过在时间上适当地寻址有可能以波状方式进行协调一致的激励。非协调 或随机致动器装置、耦对继时性致动器装置和反耦对继时性致动器装置包 括在本发明的范围内。
在图5所示的范例中，所有的致动器元件30，即不同行中的致动器元 件同时运动。可以通过单独地对致动器元件30或致动器元件30的行进行 寻址，使它们的运动不同相，从而改善聚合物致动器30的功能。在电激励 的致动器元件30中，这可以通过利用图案化电极来执行，所述图案化电极 可以集成到微通道33的壁36中(图中未示出)。由此，致动器元件30的 运动看起来像通过微通道33的壁36的内侧35的波，类似于图6所示的波 运动。用于提供运动的装置可以产生波运动，该波运动可以在与有效拍动 相同的方向上(“耦对继时性(symplectic metachronism)”)或在相反的方向 上(“反耦对继时性(antiplectic metachronism)”)前进。
为了在微流体系统的微通道33中获得局部混合，可以故意使致动器元 件30的运动不相关，即，一些致动器元件30可以沿一个方向运动，而其 他致动器元件30可以以特定的方式沿相反的方向运动，从而产生局部的无 序混合。通过处于微通道33的壁36的相对位置处的致动器元件30的相反 运动可以产生涡流。
在图6中示意性示出了设有根据本发明的致动器元件30的微流体通道 33的另一实施例。在该实施例中，微通道33的壁36的内侧35可以覆盖有 能够从卷曲形状变成直线形状的致动器元件30。可以通过不同的方式获得 这种形状的变化。例如，可以通过利用在致动器元件30的厚度上引入有效 材料硬度的梯度，使致动器元件的顶部比底部硬，来控制致动器元件30的 微结构，从而获得致动器元件30的形状变化。这还可以通过致动器元件的 复合结构来实现。这将导致“不对称弯曲”，即致动器元件30在一个方向 上比在另一方向上更容易弯曲。还可以通过控制激励的驱动，例如磁致动 情况下的取决于时间和/或空间的磁场，来实现致动器元件30的形状变化。 在该实施例中，可以获得致动器元件30的不对称运动，可以通过在一个方 向上快速运动而在另一方向上缓慢运动，例如快速地从卷曲形状运动到直 线形状而缓慢地从直线形状运动到卷曲形状，或者反之，来进一步加强这 种不对称运动。适于改变形状的聚合物致动器元件30可以包括形状例如为 棒状或梁状的聚合物MEMS 31。根据本发明的实施例，可以将致动器元件 30设置为一行或多行，例如微通道33的壁36的内侧35的第一和第二行， 所述第一和第二行位于壁36的内侧35的基本相对的位置上。在本发明的 其他实施例中，也可以将致动器元件30设置成多行致动器元件30，可以对 其进行设置以形成例如二维阵列。在本发明的其他实施例中，可以在微通 道36的壁36的内侧35随机设置致动器元件30。通过单独地对致动器元件 30或致动器元件30的行进行寻址，可以产生波状运动、以其他方式相关的 运动或不相关的运动，其可以有利于在微通道33内输送或混合流体、或产 生涡流所有这些目的。
图7中示出了本发明的另一实施例。在该实施例中，微通道33的壁36 的内侧35可以覆盖有进行不对称运动的致动器元件30。这可以通过从一侧 向另一侧引起致动器元件30中的分子次序的变化来实现。换言之，获得在 致动器元件30的厚度“t”上的材料结构梯度。可以用不同方式实现这种梯 度。在液晶聚合物网络的情况下，可以通过受控处理，例如通过使用尤其 用于液晶(LC)显示器处理等的工艺，从层的顶部到底部改变液晶分子的 取向。实现这种梯度的另一种可能方式是通过硬度各不相同的不同材料构 成或沉积形成致动器元件30的层。
通过在一个方向上快速运动而在另一方向上缓慢运动可以进一步加强 不对称运动。致动器元件30可以包括具有细长形状的聚合物MEMS 31， 例如具有棒状或梁状的形状。在本发明的实施例中，可以在壁36的内侧35 上将致动器元件30设置成一行或多行，例如第一和第二行，例如在壁36 的内侧35上的两个基本相对的位置中的每一个上有一行致动器元件30。在 本发明的其他实施例中，也可以对多行致动器元件30进行设置以形成二维 阵列。在其他实施例中，可以在微通道33的壁36的内侧35随机设置致动 器元件30。通过单独地对致动器元件30进行寻址或单独地对致动器元件 30的行进行寻址，可以产生波状运动、以其他方式相关的运动或不相关的 运动，其可以有利于输送或混合流体或产生涡流。
在图5到图7中示出了根据本发明的实施例的微流体系统的可能设计 的三个范例，其例示了利用集成在微通道33的壁36的内侧35上的致动器 元件30操纵微通道33中的流体的实施例。然而，本领域的技术人员应当 理解，可以想到其他设计，并且所述具体实施例并非要限制本发明。
根据本发明的方法的优点是负责流体操纵的装置是完全集成在微流体 系统中的。这允许在不需要任何外部泵或微泵的情况下获得微流体应用所 需的大的形状变化。因此，本发明提供了紧凑的微流体系统。另一个可能 更为重要的优点是可以通过同时对所有致动器元件30进行寻址或通过每次 仅对一个预定的致动器元件30进行寻址而在微通道33中局部地控制流体。 因此，可以在需要的也是预定的位置处输送、再次循环、混合或分离流体。 本发明的另一优点在于，将聚合物用于致动器元件30可以产生廉价的处理 技术，例如印刷或凹凸印技术或单步光刻。
此外，根据本发明的微流体系统是鲁棒的。如果单个或少数致动器元 件30不能正常工作，整个微流体系统的性能不会受到很大干扰。
可以将根据本发明的微流体系统用于生物技术应用，例如生物传感器、 快速DNA离析和分选、细胞操纵和分类，用于制药应用、局部混合很重要 的高吞吐量组合检验以及微电子应用中的微通道冷却系统。
可以将本发明的微流体系统用于生物传感器，用来在诸如唾液、痰、 血液、血浆、间质液或尿液的生物流体中检测至少一种目标分子，例如蛋 白质、抗体、核酸(例如DNA、RNA)、肽、低聚或多聚糖或糖等。因此， 向该器件供应流体的小样本(例如小滴)，并通过在微通道系统内操纵流体 而将流体引导到进行实际检测的感测位置。通过利用根据本发明的微流体 系统中的各种传感器，可以在一次分析中检测不同类型的目标分子。
向磁性致动器元件30施加磁场可以对致动器元件30产生平移和旋转 力。旋转力，即磁性致动器元件30上的转矩，将使其运动，即转动和/或改 变形状。对于由外部磁场发生装置施加到磁性致动器元件30的静态、均匀 磁场，在图8中示出了这种情况。该磁场发生装置可以是与微流体系统相 邻的电磁体、永磁体，或集成在微流体系统中的诸如导电线的内部磁场发 生装置。
在图8所示的情形下，随着磁矩和磁场之间夹角的减小，将会越 来越慢地接近完全直立状态。这可以通过在致动器元件30运动期间旋转磁 场来解决。
由旋转永磁体40施加的旋转磁场可以产生单独致动器元件30的旋转 运动和磁性致动器元件30的阵列(或波形排布(wave))的一致滚动，如 图9所示意性示出的那样。对于具有永久磁矩的磁性致动器元件30而言， 将通过取向为朝向表面的致动器元件力使恢复行程发生，因此致动器元件 30在表面上滑动而不是通过微通道33中的流体块。
为了能够通过位于微通道33的壁36的内侧35的致动器元件30的运 动输送流体通过微通道33，必须向微通道33中的周围流体施加一定的力和 /或磁矩。取代使用如上所述的可以设置在微流体系统外部的诸如永磁体或 电磁体的外部磁场发生装置，另一种可能性是使用可以集成在微流体系统 中的导电线41。在图10中示出了这种情况。导电线41可以是截面面积大 约为1到100μm2的铜线。由通过导线41的电流产生的磁场随着1/r而减 小，r为从导线41到致动器元件30上的位置之间的距离。例如，在图10 中，致动器元件30的位置A处的磁场将会比位置B处的磁场大。类似地， 致动器元件10的位置B处的磁场将会比位置C处的磁场大。因此，聚合物 致动器元件30将沿着其长度L经受磁场梯度。这将导致磁性致动器元件30 的叠加在其旋转运动上的“卷曲”运动。于是可以想象，通过组合导电线 41和均匀的磁性“远场”，即在整个致动器元件30上都恒定的外部产生的 磁场，该远场为旋转或不旋转的，，可以产生能够实现致动器元件30的复 杂运动形状的复杂的时间相关磁场。这可能非常方便，特别是对调整致动 器元件30的运动形状而言，从而获得流体控制的最优效率和效果。一个简 单的范例可以是能够实现可调的不对称运动，即致动器元件30的“拍动行 程”与致动器元件30的“恢复行程”不同。
可以通过设置在微流体系统中的一个或多个磁性传感器测量致动器元 件30的运动。这样允许确定微通道33中的流体的流动特性，例如速度和/ 或粘滞度。此外，可以通过利用不同的致动频率测量其他细节，例如流体 的细胞内含物(血细胞比容值)或流体的凝固特性。
上述实施例的优点是可以向非常复杂的生物流体，例如唾液、痰或全 血液施加磁致动。此外，磁致动不需要接触。换言之，可以以不接触的方 式进行磁致动。在使用外部磁场发生装置时，致动器元件30位于微流体筒 之内，而外部磁场发生装置位于微流体药筒之外。
应该理解的是，尽管在本文中已经针对根据本发明的装置讨论了优选 实施例、特定构造和配置、以及材料，但在不背离本发明范围和精神的情 况下可以做出各种形式和细节上的改变和修正。例如，致动器元件30的形 状和/或取向的变化可以引起存在于微流体系统的微通道33中的流体的分 布驱动。然后可以将此修改为被用作泵。利用外部激励对致动器元件30进 行连续寻址会导致用于在微通道33中沿一个方向驱动流体的波纹。外部激 励可以是电场发生装置。在这种情况下，可以将一个或多个电极，例如导 电聚吡咯电极结合在致动器元件30中。通过对致动器元件30中的一个或 多个电极进行连续寻址，致动器元件30可以连续改变它们的形状和/或取 向。这会导致波纹的产生。