微型泵最近是很受关注的并在例如生命科学及药物制配部门中得到 了应用。一种应用是将药物送到人体中。为此，微型泵附在人体上或植 入体内。微型泵还应用于生物分析或生物化学研究中。
在生物分析中的增加应用的一个驱动因素是人类基因体计划的完 成，其导致了实验室中分子诊断的迅速发展。这些实验室中所使用的诊 断系统包括有微型泵，对于试剂和流体样品的微观流体操作而言，微型 泵是必不可少的。这些带有一体微型阀的微型泵可在μl/min到ml/min的 范围内进行精确和可控的流体传送。为了防止污染，在每次使用后，诊 断系统中的大多构件——包括微型泵——通常被处理掉。从而，理想地， 在上述诊断系统中所使用的微型泵应当廉价、可靠以及易于控制。
可获得多种类型的微型泵。在Choi等的美国专利申请2002/0081866， ″Thermally Driven Micro-pump Buried In A Silicon Substrate And Method For Fabricating The Same″、Maillefer等的美国专利6,390,791″Micro Pump Comprising an Inlet Control Member For Its Self-Priming″、Van Lintel的美国专利5,759,014″Micro-pump″、Yamada等的美国专利5,499, 909″Pneumatically Driven Micro-pump″、Grosjean等的美国专利6,520, 753″Planar Micro-pump″、Unger等的美国专利6,408,878″Microfabricated Elastomeric Valve And Pump Systems″、Unger等的WO 02/43615 ″Microfabricated Elastomeric Valve And Pump Systems″、Didier Maillefer 等的″A High-Performance Silicon Micro-pump For Disposable Drug Delivery Systems″(The thirteenth IEEE International Micro Electro Mechanical Systems(MEMS-2000)Conference，Miyazaki，Japan)、Melvin Khoo等的″A Novel Micromachined Magnetic Membrane Microfluid Pump″ (The 22nd Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society.Chicago，IL，2000)、R.Linnemann和P. Woias与C.D.Senfft及J.A.Ditterich的″A self-priming and bubble tolerant piezoelectric silicon micro-pump for liquids and gases″(The 11th annual international workshop on MEMS.1998，Heidelberg Germany，pp. 532-537)、K.P.Kamper和J.Dopper与W.Ehrfeld及S.Oberbeck的″A self-filling low-cost membrane micro-pump″(The 11th annual international workshop on MEMS.1998，Heidelberg Germany，pp.432-437)、Jun Shinohara等的″A high pressure-resistance micro-pump using active and normally-closed valves″(Thirteenth IEEE International Micro Electro Mechanical Systems(MEMS-2000)Conference.Miyazaki，Japan，2000)、 Charles Grosjean 等的″A thermopneumatic peristaltic micro-pump″ (Technical Digest of Transducers′99，Sendai，Japan)、以及Didier Maillefer 等的″A high-performance silicon micro-pump for an implantable drug delivery system″(The 1999 IEEE International Micro Electro Mechanical Systems(MEMS 1999)Conference.Orlando，Florida，USA，1999.)中描述了 这些微型泵中的一些。
某些微型泵通常包括一个位于一个腔中的隔膜，该腔由两个止同阀 或两个喷嘴/散流器限界。在美国专利5,759,014、美国专利6,390,791、 以及Didier Maillefer等的″A High-Performance Silicon Micro-pump For Disposable Drug Delivery Systems″(The thirteenth IEEE International Micro Electro Mechanical Systems(MEMS-2000)Conference，Miyazaki，Japan.)中 公开了这样的微型泵。这些微型泵的隔膜典型地由一个硅片通过体微加 工或面微加工而制成。体微加工是一种削减的制造方法，其中单晶硅通 过平版印刷而形成图案，然后蚀刻以形成三维结构。面微加工是一个添 加的方法，其中半导体类型的材料——例如多晶硅、氮化硅、二氧化硅 ——以及各种合适金属的层陆续地添加以及形成图案，以形成三维结构。 使用上述方法中的任意一种要求清洁的房间设备以及仔细的质量控制工 艺。从而，包括有硅隔膜的微型泵的材料费用很高并且制造昂贵。昂贵 的费用可能对随意的使用造成了阻碍。从而，希望有一种这些微型泵的 较为廉价的可选方案，在生物分析应用中的随意使用时尤其如此。
而且，硅隔膜的杨式模量很高，大约为100Gpa。一个具有这种隔膜 的微型泵的压缩率通常是很低的，其定义为：
ε＝(ΔV+V0)/V0
其中ΔV为搏出量，而V0为死区，死区为在抽吸循环中在抽吸腔内 不曾移位的流体的体积。
对于微型泵而言，当考虑到自填注时，低压缩率是不利的。为了获 得微型泵的自填注，即，为了能将尽可能多的气体和气泡抽吸出微型泵， 需要使压缩率最大化。为了最大化压缩率，死区必须最小化，而搏出量 必须最大化。具有硅隔膜的微型泵搏出量的最大化不能容易地实现，在 微型泵具有一个有角轮廓的抽吸腔和/或隔膜通过一个仅能产生有限致动 力的致动器——例如一个压电元件——驱动时尤为如此。由于硅隔膜和 抽吸腔的形状之间的不匹配，这种微型泵可具有一个相对较大的死区。
K.P.Kamper、J.Dopper、W.Ehrfeld，、以及S.Oberbeck在″A self-filling low-cost membrane micro-pump″(The 11th annual international workshop on MEMS.1998，Heidelberg Germany，pp.432-437)中公开了一 种具有分层构造的微型泵，其具有相对较高的压缩率。该微型泵包括有 顶部和底部的模制聚碳酸酯外壳部分，该外壳部分包括形成于其内的微 结构并用作入口和出口以及对齐结构。聚碳酸酯阀膜将顶部和底部部分 隔开。微型泵还包括有一个与阀膜分开的泵膜。泵膜安装在上部外壳部 分的顶部。在一个位于泵膜下方的空间和一个阀膜所处的阀平面之间， 通过两个位于上外壳部分中的圆形通孔而实现了流体连通。

依据本发明的一个实施方式，提供了一种微型泵。该微型泵包括一 个第一层、一个第二层以及一个第三中间柔性层。第一层包括一个入口 凹入，一个与所述入口凹入流体连通的入口槽道以及一个出口槽道。第 二层包括一个出口以及一个入口。所述的第一层和第二层设置成：所述 入口与所述入口凹入相面对，且至少一部分的出口槽道与所述出口相面 对。所述的第一层和第二层中的至少一个包括一个与入口槽道和出口槽 道流体连通的抽吸腔。所述的中间柔性层包括设置在其中的一个入口切 口以及一个出口切口。所述的中间柔性层还包括一个可致动部分、一个 与所述入口切口邻近的第一阀部分、以及一个与所述出口切口邻近的第 二阀部分。所述的可致动部分抵靠抽吸腔。所述第一阀部分设置在入口 上方，以防止流体在入口和入口凹入之间通过。所述的第一阀部分可响 应于可致动部分的第一致动而从入口移开，以允许入口与入口凹入通过 入口切口而流体连通。第二部分设置在出口槽道和出口之间，以防止流 体在出口槽道和出口之间通过。第二阀部分可响应于可致动部分的第二 致动而从出口槽道移开，以允许出口槽道和出口通过出口切口而流体连 通。
抽吸腔可通过两个相应的位于第一层和第二层中的抽吸凹入而限 定。在这种情形下，中间柔性层的可致动部分位于该等抽吸凹入之间。 第二层的入口可包括一个包绕一个基座的凹入，所述基座抵接中间柔性 层的入口切口。第一层的出口槽道可包括一个包绕一个基座的凹入，所 述基座抵接中间柔性层的出口切口。
用于上述实施方式的第一层和第二层的结构是基本上相同的，从而 可使用单个模件模制。相应地，本发明的泵可廉价地、通过一个相对简 单的工艺制造。第一层和第二层的特有特征可在模制所述的层后接着形 成在相应的层中。
中间柔性层可由任意柔度足以致动的材料制造，以确保液体通过泵 而传输。例如，其可由薄的金属箔、薄的半导体——例如硅——膜、或 聚合材料制造。一个适合的中间层是一个低杨氏模量的膜层。通过这样 的一个层，中间柔性层的可致动部分可紧密地抵靠在抽吸腔的壁上，以 增加微型泵的压缩率。中间柔性层可以至少基本上是平的。这种层制造 容易。
附图说明
通过参照附图，可以更好地理解本发明，其中：
图1是一个依据本发明的一个实施方式的微型泵的分解等距视图， 其中该微型泵包括一个顶层、一个中间层以及一个底层；
图2是一个等距视图，其示出了图1中顶层的一个底面；
图3A-3E示出了一个包绕着位于图2中顶层底面上的基座的环形凹 入的俯视图，示出所述的环形凹入和基座具有不同的形状；
图4为一个与图1中的微型泵类似的微型泵的剖视图，其示出顶层 卡合到底层上；
图5A为图1中微型泵沿着图1中X-X线的剖视图，其中示出该微 型泵处于一个组装好的、未致动的状态；
图5B为一个与图3A类似的剖视图，其中示出该微型泵处于一个第 一致动、用于通过一个入口而将流体吸入一个抽吸腔的状态；
图5C为一个与图3A类似的剖视图，其中示出该微型泵处于一个第 二致动、用于通过一个出口而将流体排出抽吸腔的状态；
图6为一个用于鉴定与图1所示类似的原型微型泵性能的实验装置；
图7为一个图表，其示出了通过图6中的实验装置而获得的原型微 型泵的流率与驱动频率之间的关系；
图8为一个图表，其示出了通过图6中的实验装置而获得的原型微 型泵的流率与泵扬程之间的关系；
图9为一个示意图，其示出了图1中微型泵的一种应用；
图10为依据本发明另一实施方式的微型泵的剖视图；以及
图11为一个与图3A类似的剖视图，其示出了一个设置在抽吸腔内、 用于致动微型泵的PZT双压电晶悬臂梁。

图1是一个依据本发明一个实施方式的微型泵2的分解等距视图。 该微型泵2包括一个第一或顶部壳层4、一个第二或底部壳层6以及一个 夹在顶层4和底层6之间的柔性的第三中间层8，从而限定了一个总厚度 或高度例如介于2-5mm之间的三层结构。图2是一个等距视图，其示出 顶部壳层4的一个底面。顶层4和底层6中的至少一个包括一个限定了 微型泵2抽吸腔12(图4B)的抽吸凹入10。此抽吸腔12的高度可以为、 但并不限于例如200μm。抽吸腔12的直径可以为、但并不限于例如 3-10mm。在示于图1的微型泵2中，顶层4和底层6具有各自的抽吸凹 入10。当彼此面对地设置时，这些抽吸凹入10限定了所述的抽吸腔12。 顶层4包括一个入口凹入14以及一个入口槽道16，该入口槽道16将入 口凹入14与抽吸凹入10连接起来以允许两者之间的流体连通。入口凹 入14的直径可以为、但并不限于0.5-2mm。顶层4还包括一个与抽吸凹 入10流体连通的出口槽道18。出口槽道18包括一个第一环形凹入20， 该第一环形凹入20包绕着顶层4的一个第一基座22。底层6包括一个入 口24(图5A)以及一个出口26(图5A)。底层6的入口24包括一个第 二环形凹入28，该第二环形凹入28包绕着底层6的一个第二基座30。 应当注意：第一环形凹入20和第二环形凹入28、以及第一基座22和第 二基座30的形状并不限于图1和2所示的圆柱形。其它如示于图3A-3E 的形状也是可能的。出口26包括一个狭窄的部分32，该狭窄部分32与 一圆形凸出的或较宽的出口凹入34相连。底层6还包括一个与抽吸凹入 10流体连通的通孔36。
顶层4和底层6放置在或设置在中间柔性层8的两侧，使得底层6 的入口24、或更具体地为第二环形凹入28与顶层4的入口凹入14相对。 同时，在顶层4和底层6的这种设置中，至少一部分的出口槽道18、或 更具体地为第一环形凹入20与底层6的出口凹入34相对地设置。顶层4 固定到底层6上而压紧两者之间的中间柔性层8。图4为一个示例，示出 了顶层4可如何地固定到底层6上。在这个示例中，底层6设置有从其 表面上突出的至少两个闩锁臂39，以允许底层6卡合到顶层4上。其它 将顶层4附接到底层6上的装置包括、但并不限于例如通过快速固化的 粘合剂而粘合、螺钉紧固和夹紧。把顶层4组装到底层6上使得空隙— —例如顶层4的凹入10、14、20——被密闭地密封住以操作微型泵2。 将简短地描述微型泵2的操作。顶层4和底层6可包括对齐结构(未示)， 该等对齐结构使得顶层4可以在组装过程中与底层6对齐。底层6还可 包括一体的管状连接37。
中间柔性层8包括一个从其穿透或设置在其中的入口孔38以及出口 孔40。入口孔38和出口孔40的直径可以为、但并不限于0.05-0.5mm。 应当注意，也可以是切口(未示)而不是孔38、40。这种切口的长宽尺 寸可以为0.05-0.2mm和0.05-0.2mm。中间柔性层8还包括一个可致动部 分42(图5A)，通过顶层4和底层6的一个边缘而夹紧在位。当放置或 设置在顶层4和底层6之间时，可致动部分42抵接着抽吸腔12。当顶层 4和底层6都包括一个如上所述的抽吸凹入10时，可致动部分42设置在 顶层4和底层6相应的抽吸凹入10之间，位于由抽吸凹入10所限定的 抽吸腔12的中间。中间柔性层8还包括一个邻近入口孔38的第一阀部 分44，在此特定的实施方式中，第一阀部分44包绕着入口孔38。当组 装于顶层4和底层6之间时，此第一阀部分44以微小的偏移设置在环形 凹入28上方，而入口孔38位于第二基座30上或抵接第二基座30，以防 止流体在入口24和入口凹入14之间通过。从而，第二基座起到了位于 其上的第一阀部分44的阀座的作用。中间柔性层8的第一阀部分44可 响应于可致动部分42的第一致动而从环形凹入28移入顶层4的入口凹 入14中，以允许入口24与入口凹入14通过入口孔38而流体连通。
中间柔性层8还包括一个邻近出口孔40的第二阀部分46，在此特 定的实施方式中，第二阀部分46包绕着出口孔40。当组装于顶层4和底 层6之间时，此第二阀部分46以微小的偏移设置在第一环形凹入20与 出口凹入34之间，从而位于第一基座22上或抵接第一基座22，以防止 流体在出口槽道18和出口26之间通过。从而，第一基座22起到了第二 阀部分46的阀座的作用。随着这个第二阀部分46抵接其相应阀座，可 防止流体回流过微型泵2，对于大多数生物分析而言，该回流是不期望的。 第二阀部分46可响应于可致动部分42的第二致动而从环形凹入20移入 底层6的出口凹入34中，以允许出口槽道18与出口26通过出口孔40 而流体连通。为了易于组装，中间柔性层8可以是一个整体的层。这个 层可以至少基本上是平的。
顶部壳层4和底部壳层6可通过任意的、与生物分析应用生物兼容 的刚性材料——例如硅或塑料(例如热塑性塑料)——制造。热塑性塑 料的例子包括、但并不限于聚碳酸酯、聚(甲基)丙烯酸酯、聚甲醛、 聚酰胺、聚丁烯对苯二酸、以及聚苯醚。当由这样的热塑性塑料制造时， 顶部壳层4和底部壳层6可通过注模、热模压印或其它适合的工艺制造。 应当注意，尤其是在这个特定的实施方式中，顶部壳层4和底部壳层6 的结构是相当一致的，从而，可以通过单个的模件模制。然后，可在模 制层4、6之后，在相应的层4、6中形成顶层4和底层6的独特的特征。 例如，入口槽道16和出口槽道18可通过锯形成。底层6中的入口24、 出口32以及通孔36可通过一个常规的Nd:YAG激光器在Q开关模式下 激光打孔而形成。
中间柔性层8可由硅或聚合材料——例如从聚碳酸酯、聚丙烯酸酯、 聚甲醛、聚酰胺、聚丁烯对苯二酸以及聚苯醚中选择一种——制造。可 选地，中间层也可以是一个膜层，例如一个聚二甲基硅氧烷(PDMS)、 聚脂薄膜、聚亚安酯、聚二氟乙烯(PVDF)、以及氟硅氧烷膜层。如果 不能从市场上购得，膜(或通常的中间层)可通过任意本领域内技术人 员公知的方法制造。通过下文制造一个PDMS膜层的过程而对其制作进 行解释。一个PDMS膜层可通过浇注而制造。为了易于将浇注的PDMS 从模件上分离开来，一个防粘层——例如一个可从美国密苏里州圣路易 的Sigma-Aldrich公司购得的1，1，2，2-四氢十三氟代辛基三氯硅烷层—— 通过在浇注前的真空蒸发工艺而施加到模件的模腔表面上。此过程在下 文中称为硅烷化。
一种两组分的PDMS溶液——例如可从美国密歇根州米德兰的Dow Cornig公司购得的Sylgard184硅橡胶——可用于浇注膜层。溶液的组分 A和B以10∶1的比例混合。混合物被缓慢地倒入硅烷化的模制腔内。然 后，该模件然后被置入一个真空干燥器内达约于一小时之久，以允许截 留于未固化PDMS混合物中的气泡逸出。一旦在PDMS混合物中不再有 可见的气泡后，一个平滑的聚四氟乙烯片被置于模件的顶上。在固化时， 适中的压力施加到聚四氟乙烯/PDMS/模件的夹层上，以将多余的PDMS 预聚物挤出模制腔。这个过程确保了固化的PDMS膜的厚度与模制腔的 深度大致相等。整个设置然后在烤箱内在70℃的温度中固化大约一小时。 在固化之后，聚四氟乙烯片从模件上移走，而固化的PDMS膜从模制腔 上剥落。
然后通过图5A、5B和5C对微型泵2的操作原理进行描述。图5A 示出了未致动的微型泵。如上所述，在关闭位置上，中间柔性层8的第 一阀部分44以及第二阀部分46略微偏移地位于其相应的底层6基座30、 顶层4基座22上。在阀部分44、46的这些关闭位置中，抽吸腔12基本 上密闭地密封，可以认为是相当不透气的。
在使用过程中，一个入口管、一个出口管以及一个致动流体管例如 通过粘合而分别地通过入口24、出口26以及通孔36的一个开口连接到 底部壳层6。入口管连接到一个填充有将通过微型泵2而分发的流体贮液 器。微型泵2可通过流体——例如空气——致动，该空气通过致动流体 管而交替地吸入和抽出抽吸腔12。将空气交替地吸入和抽出抽吸腔的操 作导致中间柔性层8的致动部分42在顶层4和底层6的相应抽吸凹入10 之间往复运动。
在致动部分42的第一致动中，气体被抽出抽吸腔12以将致动部分 42拉入底部壳层6的抽吸凹入10内，如图5B所示。致动部分42的这 个运动扩大了抽吸腔12的体积以在其内形成一个负压。然后，大气压将 贮液器中的流体通过入口24而迫入第二环形凹入28内，从而导致第二 环形凹入28内的压力积聚。第二环形凹入28和抽吸腔12之间的压力差 导致入口阀部分44抬起或从第二基座30移开以打开这个位置，从而允 许环形凹入28内的流体通过入口孔38而流入入口凹入14内，最后流入 抽吸腔12。在致动部分42的这个第二致动中，大气压将出口阀部分46 压紧在第一基座22上，以防止抽吸腔12内的流体逸出。
在致动部分42的第二致动中，气体被吸入抽吸腔12以将致动部分 42推向顶部壳层4的抽吸凹入10内，如图5C所示。致动部分42的这 个运动减小了抽吸腔12的体积以对其内的流体施加一个压力。抽吸腔12 内的压力积聚或过压、从而第一环形凹入20内的过压将出口阀部分46 抬起或推开到其打开位置，从而允许抽吸腔12内的流体从抽吸腔12中 逸出或排出。在致动部分42的这个第一致动中，抽吸腔12内的流体压 力将如口阀部分44压紧在第二基座30上，以防止抽吸腔12内的流体通 过入口孔38返回到贮液器。
然后将描述微型泵2的原型、用于鉴定原始微型泵2的性能的设置 以及所获得的结果。顶部壳层4以及底部壳层6由聚碳酸酯通过计算机 数值控制(CNC)机器制造，聚碳酸酯是一种透明塑胶，而该机器带有 一个直径为0.5mm的刀具。通过上述工艺获得的PDMS膜层用于中间柔 性层8。膜层的厚度可介于0.1到0.5mm之间。入口孔38和出口孔40 也在膜层的模制过程中被模制出来。通过用1.6mm直径的螺钉将顶部壳 层紧固在底部壳层6上，顶部壳层4、底部壳层6以及两者之间的柔性层 8保持在适当的位置上。当组装成这样的三层结构时，微型泵2的外尺寸 为19mm×12mm×4.2mm。
图6示出了用于测试原型微型泵的实验装置。三个外直径均为 1.5mm的管子连接到原型微型泵2，以用作流体入口管50、流体出口管 52以及气体供应管54。流体出口管52是直的，其长度大约为2.5m而内 直径为0.51mm。入口管50连接到一个容置有去离子净化水的贮液器56。 气体供应管54连接到一个两状态的三向小型电磁阀58——例如可从美国 新泽西Nresearch公司购得的阀模型161T032——的输出。电磁阀58的 输入连接到两个压力调节器60，这两个压力调节器60分别连接到一个压 缩气体源(未示)和一个真空源(未示)，用于对微型泵2进行致动。调 节压力调节器60以调节气体供应管52中流动气体的压力，以保持住抽 吸腔12内的相应预定压力。电磁阀58通过一个驱动面板64连接到一个 信号发生器62。信号发生器62控制电磁阀58的驱动频率，从而控制微 型泵2的驱动频率。
驱动频率首先被设置成0.25Hz，然后以0.5Hz的间隔在0.5Hz和 6.5Hz之间调节。在每个驱动频率上，微型泵2都运行或致动一个预定的 时间。对液柱于该时期内在流体出口管52中运行过的长度进行了测量。 这个长度也被称为微型泵2的泵扬程。这个泵扬程通过从贮液器56中流 体表面算起的液柱高度而给出(在图6中概略地以“h”表示)。通过已 知的流体出口管52的内直径、液柱的长度、以及预定的时期，计算在每 个驱动频率时的流率。
图7示出了一个流率测量，其中计算或描绘了抽吸率(或流率)与 驱动频率之间的关系。如从图7中可以看到的那样，直到约为4.0Hz的 驱动频率，流率与驱动频率之间大致呈线性。当驱动频率介于4Hz到5Hz 之间时，获得了最大的流率988μl/min。应当注意，虽然测试最高驱动频 率大约为7Hz，用上述其它材料制造的中间柔性层可获得更高的驱动频 率。
在图8中示出了在驱动频率为4Hz时流率与压力之间的关系特征。 通过在不同的泵扬程位置上——特别地在0、0.5、1.0以及1.5m的泵扬 程位置上——将一个外直径为1.5mm而内直径为0.8mm的长管水平地连 接到微型泵出口26而获得了这个特征。通过测量管内流体沿管方向移过 的距离而确定了流率。从所获得的结果来看，如图8所示，流率显得对 输出压力并不是很敏感。在微型泵2致动而产生一个大约为2m的泵扬程 液柱后也进行了一个回流测试。当水到达泵扬程时，停止微型泵2的致 动，以将微型泵2留在被称为是松弛模式的状态中。在停止对微型泵2 的致动后，在十二个小时内都基本上没有观察到回流。还对微型泵2进 行了一个可靠性测试。微型泵2连续地致动了168个小时(一星期)。在 该时期之后，观察到微型泵2还是工作良好，即在该时期内微型泵没有 故障。此外，在可靠性测试之后，微型泵2的性能保持不变。
也对微型泵2进行了传送溶液的测试，该溶液包含有细胞和组织碎 屑。通过在一个消化试剂中消化一个鼠肝组织而准备测试溶液。从而， 测试溶液包含有消化试剂、PBS缓冲液以及鼠肝细胞和碎屑。细胞的直 径尺寸为7-12μm，而碎屑尺寸介于70μm到138μm之间。在实验中观察 到：微型泵2中不存在阻塞。
图9示出了微型泵2在生物医学研究中的一种示例应用。微型泵2 连接到一个液体分发系统——例如一个可在移液管机械臂67的控制下沿 x-y方向在生物芯片66上移动的移液管65。生物芯片66是一个带有空穴 或格点68的玻璃或硅基底，在空穴中，例如低核苷酸(未示)的核酸可 以被固定住而进行杂交化验。微型泵2可用于将所有杂交所需的液体和 试剂传输到空穴68中。
有利地，依据上述实施方式的三层微型泵2是廉价的。顶部壳层4 和底部壳层6可以由聚碳酸酯制造，而中间柔性层8可以由PDMS膜形 成。与在现有技术的微型泵中所使用的硅相比，这些材料要便宜得多。 已知硅的价格是大多数塑料的50倍。使用这些材料的制造方法也较不复 杂，从而，与处理硅片时所需相比，其制造较为廉价。一个PDMS的中 间柔性层的杨氏模量很低、延伸性很高，其是生物兼容的，并且为顶部 壳层和底部壳层提供了良好的密封。从而，通过使用PDMS膜层而克服 了把硅片用作隔膜的现有技术微型泵所遇到的密封问题。此外，与具有 硅片隔膜的微型泵相比，PDMS膜还使得微型泵具有更高的压缩比。此 外，PDMS膜可由气动装置过强地致动而抵靠在抽吸腔的壁上。由此， 泵的搏出量与抽吸腔的体积大致相当。换句话说，泵的死区是很小的。 通过原型微型泵所获得的实验结果来看，微型泵是结实耐用的，在抽吸 腔哪怕是充满了气体时也可以抽吸液体，即原型微型泵是自填注。还发 现：原型微型泵的操作不受截留于抽吸腔内的气泡的影响，还可以排出 气泡，即微型泵可以容许气泡。还发现微型泵的流率对抽吸介质的粘度、 出口压力以及入口压力不敏感。哪怕泵扬程超过2米，原型微型泵还可 以将气体从入口抽吸到出口。因为阀结构与抽吸腔大致是共面的，与现 有技术的微型泵相比，微型泵也更薄了。
虽然根据上述的实施方式而对本发明进行了描述，其不应当解释成 仅限于此。例如，为了使本发明工作，不一定要设置包绕基座的环形凹 入，虽然这个特征使得压力可以基本上平均地绕邻近基座的阀部分分布。 图10为一可选实施方式的、不具有这种环形凹入的微型泵的剖视图。在 这个微型泵中，底层的入口与顶层的入口凹入直接地相对。顶层中出口 槽道的一部分也直接地与底层的出口凹入相对。
作为另一个示例，用于致动中间柔性层可致动部分的通孔可形成在 顶层中，而不是如上所述的那样形成在底层中。
作为另外又一个示例，虽然在上文中描述了一个用于致动微型泵的 气动装置，也可使用其它本领域内技术人员公知的致动器。例如，如图 11所示，一个PZT双压电晶悬臂梁70可设置在抽吸腔12内，用于对中 间柔性层8的可致动部分42进行致动。悬臂梁70的第一端固定到抽吸 腔12的一个壁，而悬臂梁70的第二自由端附接在可致动部分42上。当 对悬臂梁70施加一个电压时，悬臂梁的自由端从抽吸腔壁移走而沿一个 方向推动可致动部分42，从而减少抽吸腔12的体积。当电压从悬臂梁 70上撤除时，自由端垂落，拉动可致动部分42与之一起运动，从而增加 抽吸腔的体积。由此，实现了可致动部分在抽吸腔内的往复运动。