微流体系统在临床上获得了越来越多的应用，其中使用生物学/ 化学传感器作为系统中的部件以确定来自病人的流体样品的特定分 子组分的存在或浓度，这是通过微流体系统的通道来进行的。流体样 品尤其是血液样品、尿样品和细胞样品，细胞样品是以流体形式制备 的。特定组分例如是提供关于感染或其他疾病的线索的特定蛋白质或 DNA序列。能够或多或少地直接在病床上进行测量并且能够迅速获 取测量结果，表现出这种系统相对于传统实验室检验的主要优点，在 传统实验室检验中，首先将人体样品送到实验室，在实验室获得测量 结果，然后将结果转送给相关医生。为了以预定的方式将人体样品转 移到生物学/化学传感器，使用了盒子(箱)，其具有外壳，其中结合 了通道系统，包括至少一个通道，该通道从用于引入病人样品的入口 在生物学/化学传感器的有效测量表面上方延伸，并且可能在腔体中 结束，在人体样品通过该通道之后将其传输到所述腔体中。以电子方 式接触生物学/化学传感器并且例如通过将微流体系统连接到适当的 读出装置以电子方式读出测量结果。
在使用一次之后这种微流体系统被污染并且对其进行处理。这使 得必须要开发出尽可能有成本效益的制造方法。这还要求用于进行特 定测量的传感器表面尽可能得小，因为传感器越小，制造其就越有成 本效益。在使通道微型化时，还可以与小体积的人体样品一起工作， 尤其是在进行很多测量的情况下这是人们所希望的。在使设置微型化 时，对微流体系统中的流体流动提出了特殊要求。
尤其是，在传输到有效表面期间以及在传感器的有效表面上传输 期间流体的流动应当是均匀的；即，不应有流体在流中停滞不前的不 流动区域，并且应当保持给定的剪切速率。

因此，本发明的目的是提供一种尤其允许改善流体传输的微流体 系统和制造微流体系统的方法。
该目的是通过一种具有部件结构的微流体系统实现的，该部件结 构包括嵌入在铸造的外护套材料中的部件，其中所述部件结构具有平 坦的装配侧并且包括设置在装配侧上的通道结构，该通道结构包括至 少一个用于传导流体的通道，所述通道至少在部件区域中平行于所述 装配侧延伸，设计所述部件用于测量存在于通道中的流体的特性或者 用于影响所述流体。
由于将部件嵌入在外护套材料(例如，合成树脂或另一种热塑性 材料)中的事实，尤其需要一种具有良好的流体传导性的微流体系统 (其中还可以使气体通过微流体系统)。通过将部件嵌入在铸造的外 护套材料中，将部件集成在部件结构中，在部件和部件结构之间没有 明显的间隙。例如，如果将部件嵌入在例如通过注射成型制造的最终 的部件结构中，将产生间隙。在通过铸造的外护套材料进行嵌入的情 况下，还可以在单个制造步骤中同时将其他部件和电引线集成到部件 结构中。在这种微流体系统中，可以以如下方式相对于通道设置部件： 可以通过通道实现具有非常好的流动性质的流体流动。部件结构的平 坦的装配侧确保与通道结构的良好连接。术语平坦的装配侧并不意味 着排除装配侧具有来自通道系统的入口或出口；而且应当忽略部件区 域中的较小凹陷。此外，平坦的装配侧还意味着容易实现通道，该通 道在部件区域中平行于装配侧延伸，从而确保在部件区域上方的良好 的流体流动。由此防止了部件区域中的通道中的斜坡。这导致受控的 流体流动而没有不良流动的区域，从而通过该通道的第二流体几乎完 全从通道中清洗掉第一流体并且没有残留任何令人烦恼的污染物。
在微流体系统的实施例中，其中部件结构形成通道的边界壁，容 易确保所得的通道高度在微流体系统中基本恒定。尤其是由于部件结 构具有基本平坦的装配侧，其连接到也平坦的通道结构，所以获得了 高度基本恒定的通道。由于将部件嵌入在铸造的外护套材料中，所以 部件结构的装配侧实质上可以充当部件的有效表面的基本为平面的 终端。由此确保部件的有效表面的直接接触和基本恒定的通道高度。
如果需要到部件的电引线，则在还形成部件的有效表面的同一侧 上连接它们是有利的，因为可以免除穿过部件到达另一无源侧的电镀 通孔。电引线可以额外地形成装配侧的一部分。
在另一个实施例中，基板层设置在部件结构和通道结构之间。在 微流体系统的制造中，可以将基板用作在定位部件并且随后在其周围 铸造外护套材料时的稳定支撑。
在又一实施例中，部件旨在用于与诸如数据处理和/或控制和/或 能量供应单元的外部单元进行数据和/或能量的无线交换。由此，即 使是必需的到部件的电引线也变得多余，并且可以用部件结构的装配 侧精确地终止部件的有效表面。
本发明还涉及一种制造如权利要求1所述的微流体系统的方法， 其包括如下步骤：
·通过以下子步骤制造部件结构：
ο在平坦的基板上设置至少一个部件，
ο在部件周围铸造外护套材料，
ο部分或完全除去基板，使得部件结构获得平坦的装配侧， 以及
·将通道结构与部件结构连接，从而生成在部件区域中基本平行 于装配侧延伸的通道，用于传导流体。
在该制造工艺中使用基板，在工艺过程中部分或全部牺牲掉该基 板。可以如此使用稳定的基板，在部件周围铸造外护套材料之前在该 基板上设置部件。基板提供必需的稳定性直到外护套材料固化且然后 可以将其除去为止，因为固化的外护套材料与嵌入的部件形成具有其 自身稳定性的最终的部件结构。基板的平坦设计导致部件结构的平坦 的装配侧。此外，例如通过机械剥离也可以容易地再次除去平坦的基 板。
在另一种设计中，该制造工艺具有以下额外的步骤：在基板上形 成至少一个电引线并且将部件的至少一个接触点与所述电引线连接。 尤其是在部件需要与电引线接触用于能量供应和数据交换的情况下， 可以首先在基板上形成引线(例如，通过在平坦的基板上进行印刷)。 在剥离掉基板之后，电引线于是形成平坦的装配侧的一部分。
制造工艺的进一步发展包括该子步骤：
在部件的有效表面上提供化学和/或生化区域。
该制造工艺的另一进一步发展包括如下子步骤：将填充材料沉积 到部件和基板之间的中间空间中。这导致部件相对于基板而被密封， 由此在最终的微流体系统中，以如下方式嵌入部件：不发生用于沉积 流体的腔的形成。沉积填充材料的子步骤可以是外护套形成过程的一 部分：可以使用相同的材料。还可以使用粘度甚至更小的材料，其将 特别好地填充部件和基板之间的间隙。这可以导致完全填充部件的有 效表面和基板之间的间隙，或者仅将该间隙填充到这种程度，即保持 有效表面不被占据。如果部件的有效表面必须与通道中的流体直接接 触，则后者是必须的。
附图说明
将参考如下所述的实施例通过非限制性实例的方式说明本发明 的这些和其他方面并且它们将变得显而易见。在附图中：
图1a、b分别是根据本发明的微流体系统制造方法的第一子步骤 的侧视图和平面图，
图2a、b分别是制造工艺的第二子步骤的侧视图和平面图，其中 在基板上产生电引线，
图3a、b分别是制造工艺的第三子步骤的侧视图和平面图，其中 在这种情况下设置部件，
图4a、b分别是制造工艺的第四子步骤的侧视图和平面图，其中 在这种情况下为部件提供外护套，
图5a、b分别是制造工艺的第五子步骤的侧视图和平面图，其中 在这种情况下除去基板，
图6a、b分别是制造工艺的第六子步骤的侧视图和平面图，其中 在这种情况下提供通道结构以便制造微流体系统，
图7a、b示出根据已知实施例的微流体系统的两个截面，其倾向 于发展成不流动或流动不良区域，
图8a、b示出根据本发明的制造工艺的备选方案的两种微流体系 统，
图9示意性地示出微流体系统，其中集成多个部件并且形成多个 通道，
图10为沿线D-D’的图9的微流体系统的截面图，
图11为沿线C-C’的图9的微流体系统的截面图，以及
图12为根据可选实施例的沿线C-C’的图9的微流体系统的截 面图。

在下文中，首先参考图1a、b到图6a、b说明根据本发明的微流 体系统制造中的示例性子步骤。图1a、b到图5a、b示出制造部件结 构，图6a、b示出使部件结构与通道结构连接以制造微流体系统。
图1a和1b示出例如由铝(Al)或铝合金制成的基板1，在其上 沉积诸如铜(Cu)的导电材料层21。假设在说明书中包括本领域技 术人员公知的其他基板材料和导电材料。虚线表示凹陷12，其可以 设置在基板中和导电材料层21中，并且在图8b的上下文中说明其意 义。图1a为侧视图而图1b为平面图，该平面图是沿着下图像边缘的 方向在图像的平面中关于水平轴将侧视图旋转90度而获得的，从而 该平面图示出导电材料层21。在图1b的平面图中，也由虚线表示可 能的凹陷12。此外，图1中的点划线L表示基板还可以具有两层。 位于图像平面中的底部处的较厚层可以是铝，并且位于图像平面中的 顶部处的较薄层可以是塑料。在本文中将在下面参考图8a进一步解 释两层(或多层)基板的含义。在图1a、b到6a、b以及8a、b中， 所示的基板尺寸不应当被理解为是限制性的。所示的布置可以涉及如 图9所示的较大微流体系统的一部分的制造步骤，例如，在图9中由 虚线所示的部分A。
图2a和图2b分别示出在通过光刻处理构成导电层之后的如在图 1a和1b中那样的侧视图和平面图。在制造工艺的该子步骤中，导电 引线2是由层21的导电材料制成的。该实施例中的引线2具有10μ m的厚度d和大约50μm的宽度w。d和w的精确值取决于制造类 型和要求。除了这里所述的对连续导电材料层21进行的光刻构成之 外，还可以通过在基板1上印刷或通过其他公知技术形成导电引线2。 在这里所示的实例中示出了四个引线。这不应当理解为是限制性的。 根据要求，将引线2引到其上的部件(参见图3a、b)可以被一、四、 十、32个等引线2接触。引线2的数量取决于部件的类型。如将在 本文中继续描述的那样，也有不需要引线2的实施例。于是就省去与 导电材料相关的制造步骤。
图3a和3b分别以侧视图和平面图示出制造工艺的下一子步骤， 其中如此设置部件4，例如尤其是传感器，使得部件4的一个或几个 接触点6与一个或多个导电引线2接触。部件4具有有效表面41， 其被配置在部件4相对于基板的表面上。有效表面41可以大致是可 能的凹陷9的尺寸。在典型实施例中，部件4为硅基传感器且具有 1.4×1.4mm2的表面区域和0.7mm的厚度；有效表面尺寸为大约0.8 ×0.8mm2。在平面图中，由实线所绘的矩形表示在相对侧上配置的有 效表面41。除了矩形之外，有效表面41当然可以配置成另一种形状。 有效表面41的一个显著特征可以是，以如下方式在该区域中配置部 件4：可以通过例如设置在某处的光电二极管或磁场传感器在该处进 行测量。有效表面应当被理解为意味着部件的上表面，使得实际传感 器也能够形成在传感器中的特定深度，例如，形成在几个叠置层中， 并且传感器可以由钝化层覆盖。可以通过倒装芯片键合定位部件4， 使其接触点6在电源线2上。以通常方式，例如通过施加超声波，将 接触点6与引线2连接。此外，可以通过底填过程在不直接与引线2 和/或基板1接触的区域中将部件4粘合到引线2和基板1，在所述底 填过程中，将粘合剂(例如具有低粘度的环氧化物)用作底填材料5’。 该底填过程确保部件4的密封，即在这里所示的格局中，与有效表面 41接触的流体不能从部件4和基板1以及引线2之间横向流出。此 外，这提高了机械稳定性。在所示的实施例中，部件4例如是基于硅 的传感器，其将被用于测量流体的分子组分。
图4a和4b分别以侧视图和平面图示出制造微流体系统的下一子 步骤。这里，部件4被外护套材料5包封。此外，由图示出，在底填 的子步骤中，部件4和基板1之间的整个空隙被底填材料5”填充， 或者在用外护套材料5包封的子步骤中，部件4和基板1之间的空隙 被外护套材料5填充。可以将低粘度的外护套材料5用于该目的。所 用的外护套材料尤其是塑料，例如反应性成型化合物(环氧化物)或 热塑性塑料(例如聚碳酸酯或COP-“环烯烃聚合物”)。而且还可以 使用与生物学应用兼容的其他容易流动的塑料。为了设置外护套，可 以将基板1设置在腔内，可以通过外护套材料5均匀覆盖其上形成有 引线2且设置有部件4(或几个部件4)的整个基板侧(也参见本上 下文中的图9和10)。如果部件4能够通过底填材料层执行其功能， 那么完全底填部件4是可能的；如果是这样，使用引起萤光生成的透 明材料使得可以借助于光电二极管通过该层进行测量。还可以利用磁 阻传感器通过底填材料层测量磁性颗粒的存在(在该情况下，参考欧 洲专利申请EP 04102257)。
图5a和5b分别以侧视图和平面图示出所述的制造工艺的下一子 步骤。这里完全除去基板1。这可以通过化学溶解基板1或者通过机 械剥离基板1来实现。如果电引线很好地固定在外护套材料5中，则 剥离更容易。通过外护套材料5将部件4集成在部件结构49中。在 外护套材料5固化之后，部件结构49获得了机械稳定性，即使在完 全除去这里所示的基板1之后仍保持了该机械稳定性。由于基板自身 是平坦的，因此所得到的部件结构的装配侧48也是平坦的。还应当 采用术语“平坦的装配侧48”以表示部件区域包括部件结构中的凹 陷，如图5a所示。如果预先用外护套材料或底填材料完全填充部件 4和基板1之间的空隙，则获得在部件区域中没有凹陷的平坦的装配 侧48。
如果部件4是传感器，则可以在下一子步骤中在有效表面41上 形成生物活性区(biologically active area)10。生物活性区10的特征 在于，它们具有特定的连接点(所谓的接收器分子)，要从人体样品 中确认的组分(目标)(蛋白质、RNS或DNA组分等)与所述连接 点结合。事先为将被确认的组分提供标记，其具有可由传感器测量的 特性(例如萤光标记，其的光发射可以通过一个或多个光电二极管来 测量，或者磁性颗粒，其对磁场的影响可以通过GMR-传感器-“巨 磁谐振-传感器”来测量)。接收器分子捕获要被确认的组分并确保生 物活性区10处的标记的可测量特性的增强，从而确保来自这些生物 活性区10的所测信号的增大。这里所示的生物活性区10的尺寸不应 被理解为是按照比例绘制的。由于这些是分子大小的连接点，所以这 些区域的高度尺寸不超过例如几个纳米。通过一个或多个引线2读出 传感器的测量信号。其他引线2用于向传感器提供电源。
取代传感器，这里可以使用另一种元件作为部件4，例如压电元 件，可以将其用于控制流体传输。可以将不同的部件4集成在一个微 流体系统中。于是将部件4用于测量流体的特性(例如流体中是否产 生特定分子组分以及其浓度，流体的温度、流体速度等)，或者例如 通过以机械方式控制流体的流动或通过施加热影响(加热或冷却)等 来影响流体。
作为制造工艺的最后步骤，图6a和6b分别以侧视图和平面图示 出通道结构8是如何与部件结构49(参见图5a)连接的，在所述通 道结构8中至少集成一个具有通道壁7a、7b、7c的通道7。这里所示 的通道结构8是塑料结构，其可以通过塑料注射成型工艺制造，并且 通过粘合实现连接。在另一个实施例中，通过机械处理，例如研磨， 在塑料块中形成由通道壁7a、7b、7c限定的通道系统结构8的通道7。 然而，还可以通过在金属凹模上热冲压塑料块来产生通道。在将通道 结构8连接到部件结构49之后，由通道壁7d终止通道7(为了简明 起见，这里未绘出生物活性区10)。通道壁7d由部件结构限定。在 除去基板1之后，部件结构49具有平坦的装配侧，如果需要可以将 集成部件4的点除外。图6a表示有几种可能性。或者，使用底填材 料5’仅用于相对于基板密封部件4，并且部件4的有效区可以与通 道7中的流体直接接触，或者，底填材料5”(以浅灰阴影示出) 在底部填充整个部件4，导致完全平坦的装配侧。然后可以在底填材 料上形成生物活性区。如可以从图6a中所看到的那样，如果有效区 保持不被占据，则通道壁7a和在该区域中形成通道壁7d的有效表面 之间的通道高度h’(图中下方虚线和顶部点划线之间的距离)与通 道结构8自身中所示的通道7的通道高度h(图中下方虚线和上方虚 线之间的距离)没有很大的不同，并且其还抵达集成部件4之外的区 域中，其中通道壁7d由固化的外护套材料5限定(还参见图11以便 进一步进行说明)。如果底填材料5″在底部填充了整个部件，则由底 填材料形成通道壁7d，并且在部件区域中通道高度也保持恒定。在 示例性实施例中，通道的尺寸为高度h＝100μm，宽度b＝1mm。然而， 这里还可以使用彼此相邻的多个宽度b＝100μm的通道来代替宽度 b＝1mm的单个通道，这对于流体流动有利。此外，可以想到其他的 通道尺寸，尤其是具有较小尺寸的通道会导致进一步的微型化，例如 通道尺寸直到10μm。通道结构8的特征在于在一侧开口的通道。通 过连接通道结构8与部件结构49形成具有通道壁7a、7b、7c、7d的 闭合通道7。
在图7a和7b中的截面图中示出包括集成的部件4和流体通道7 的设置的实施例，其不符合以均匀流动和恒定剪切速率传输流体的要 求。这些侧视图示出沿流动方向截取的截面。流体流动由图7a中的 虚线箭头表示。电引线2设置在载体9上并且经由接触点通过倒装芯 片键合将部件4连接到引线2。利用底填材料5’相对于载体9密封 部件4。以如下方式将通道结构8粘合到载体9上：具有通道高度h (这里大约为100μm)的通道形成在部件4之外。然而，通过使用 载体9，在设置部件4的点处通道变深，这导致通道高度h”，其是从 通道自身高度h、载体9的厚度H和电引线2与接触点的厚度获得的。 在部件4的末端，通道再次变窄到通道高度h(将图7a的截面想象 成垂直反映在图像平面中，以便在图7a的右侧继续)。载体9的典型 厚度H为H＝100-300μm，这意味着部件4的有效表面上方的通道高 度H”至少是部件4之外的区域中的通道高度H的两倍。由于载体9 将执行提供机械稳定性的功能，因此不能以有用的方式实现小于 H＝100的厚度。特别是在倾斜通道壁和这种明显的凹陷的情况下，可 能会有不传输流体的静止区域。这对于其中假定用第二流体清洗部件 4周围区域的第一流体成分的测量操作是不利的。于是没有清洗静止 区域，这影响了测量操作。
图7a和7b是在沿着根据现有技术的微流体系统(在提交给欧洲 专利局的专利申请03103820.1中已经描述过这种微流体系统)的通 道的流动方向上的截面图。这里，出于说明的目的，仅示出部件4一 侧上的区域，在该侧上通道7与部件4相遇。
图7a中的虚线M示出通道的几何中心轴的路径。对于假定的非 常小的载体9的高度H＝100μm和通道高度H＝100μm，中心轴在部 件4的方向上至少下降50μm(这里忽略了由电源线2和相关接触点 以及可能的额外钝化层引起的额外高度差)。此外，对于假定的通道 宽度b＝1mm(参见图6b)，通道的截面积h×b从h×b＝100μm×1000 μm增大至h”×b＝200μm×1000μm。由于通道的中心轴并非主要 在通道的延伸平面中延伸，而是在部件区域中明显地偏离延伸平面， 另外通道的截面增加了两倍，促进了使流体流动停滞的区域的扩展。
图7b示出图7a的修改实施例。这里采用了更为复杂的通道结构 8，将其设计成在通道变宽的位置处具有凸出部分8’。确定凸出部分 8’的尺寸，使得保持通道高度h；因此补偿了凹陷且相应地使通道 截面也或多或少地保持恒定。然而，这具有几个缺点：首先，通道不 在延伸平面中流动，而是向着部件4倾斜并从部件4离开，这对于流 动具有不利的影响。这里虚线再次表示通道的几何中心轴。对于假定 的载体的高度H＝100μm，中心轴于是沿部件4的方向下降100μm。 这对应于这里假定的通道高度h＝100μm。其次，这使得制造具有凸 出部分8’的通道结构8更为复杂且因此成本更高，这尤其是因为这 对整个通道结构8、8’的精度提出了更高的要求。第三，装配和对 准通道结构8、8’以及载体9变得更加困难并且必须要符合高要求。 尤其是对于所需的大约h＝100μm或以下的通道高度，所述缺点是重 要的。
图8a和8b示出根据本发明的微流体系统的两个可选实施例。
在图8a的布置中保留了基板层1’。这里可以通过例如机械或化 学处理将初始基板1(参见图1a)减小到更小的厚度。还可能基板1 由两层构成，如图1a中由线L所示，并且在为部件4提供外护套之 后例如通过机械剥离或化学溶解除去一层。如果将剥离用于两层基 板，则基板1’的一层保留在部件结构49上。可以容易地彼此除去 两个基板层。在存在两层适当选择的不同材料的情况下，可以以化学 方式(＝溶解)除去一层而另一层没有受到不利的影响。例如，在使 用厚铝层和薄塑料层时就是这种情况，其中所述厚铝层用于产生稳定 性，在溶解铝之后所述薄塑料层保留下来作为基板层1’。在图1a中， 生物活性区10设置在基板层1’上。如果部件4是传感器，则传感 器能够通过基板1’测量连接到生物活性区10的标记目标的浓度， 而在例如磁性标记的情况下，通过铝或塑料的基板1’进行测量。这 里同样有利的是，通过所述制造工艺将部件4的有效表面设置得离保 留的基板层1’非常近。之所以这样，是因为测量随着距离的增大而 恶化。这可以归因于如下事实：有效表面的相关立体角随着距离而二 次方地减小，例如在萤光标记的情况下，这导致随着距离的增大而不 断变弱的信号，因此导致更差的测量结果(受到背景信号和噪声的影 响)。
在图8b中，初始基板1或顶部基板层设有凹陷12(参见图1a、 b)。如参考图8a所描述的那样，通过机械方式或化学方式将具有连 续凹陷12的基板1减小到更小的厚度，或者，基板1由其中设有凹 陷12的图像平面中的顶层1”(参见图1a)和没有开口的下层构成， 其中例如以机械方式剥离所述下层，从而仅保留具有开口的基板层 1”。在本实施例中，再次将生物活性区设置在有效表面上，并且如图 6a所示，部件4的有效表面与通过通道传输的流体直接接触。
图9示出通过此处所述的制造工艺制造的微流体系统。为了说明 的目的，所示的实施例具有六个集成的部件4，各自设有两个电引线 2；然而这应当被示意性地理解，并且电引线的数量不应该由此受到 限制。在另一个实施例中，集成的部件4大约具有32个电引线。在 又一实施例中，集成的部件4没有引线2(在这种情况下，参考结合 图12的描述)。引线2的数量取决于部件4的类型，可能取决于从集 成的部件4等读出的测量值的数量。这种微流体系统还可以包括单个 部件或100个部件，而不是如这里所示的六个集成的部件4。电引线 2在此结束于到连接元件22的触点23，对于所示类型的这种微流体 系统而言，所述连接元件或许可以是标准化的到读出装置的连接。除 了部件4和引线2之外，其他电子部件例如信号处理器也可以属于微 流体系统，所述信号处理器处理布置中已有的部件4的测量值，或者 激活被配置为压电元件的部件并由此控制当时的流体流动。取代信号 处理器，或者除它们之外，还可以集成一个或多个存储器芯片用于测 量值的中间存储。还可以在利用外护套材料覆盖布置之前通过倒装芯 片键合将这种电子部件与电引线2连接。
此外，在图9中示出简单的通道系统，其由三个在图像平面中水 平延伸的通道7和其他供应通道部分构成，其中沿着通道系统的每个 通道7设置两个部件4。此外，通道系统具有一个入口71和腔72， 在所述入口处可以通过注射将流体(例如血液样品)填入在通道系统 中，所述腔72用于在通过通道系统之后收集流体。取代所示的简单 通道系统，该布置还可以具有更为复杂的通道系统，其具有不同厚度 和长度的其他通道、阀、泵等。特别是，这种布置还可以具有一个或 多个可以在其中存储冲洗流体的其他腔，在第一流体(血液样品)通 过之后通过通道传输该冲洗流体，以清除部件4中的标记组分的偶然 沉积物，该沉积物未与标记结合。图9所示的布置中的各种元件不应 被视为是按照比例绘制的。
图10示出沿线D-D’的如图9所示的布置的截面图。两个集成 部件4设置在通道7上并且由外护套材料5包封。这里所示的是，在 该布置的整个表面上以均匀厚度沉积外护套材料5(参见图4a、b)， 从而在根据图6a、b全部或部分除去基板1(参见图8a、b)之前获 得机械稳定的单元。通道7形成在通道结构8中，通过粘合将其连接 到部件结构49。在图10中未示出引线，因为线D-D’不与任何电引 线2相交。连接元件22没有被通道结构完全覆盖，从而可以通过读 取装置接触触点23。虚线E表示通道7的延伸平面。
图11示出沿线D-D’的如图9所示的布置的截面。这里也未示 出电引线，因为与图10类似，线C-C’不与任何引线2相交。在截 面图中示出两个集成部件4，其被外护套材料5所包封。左侧所示的 部件4仅用底填材料密封，使得有效区保持不被占据，右侧示出一个 实施例，其中在除去基板之前用底填材料5”完全在底部填充部件4。 被完全在底部填铜的部件和仅由底填材料密封的部件可以同时出现 在微流体系统中。在部件4下方的图像平面中，延伸着结合到通道结 构8中的通道系统的通道7。通道壁7a和通道壁7d之间的通道高度 沿着用于左侧的非底填部件的通道7的路线仅仅有最小程度的变化。 通道结构8自身中的通道高度为h，例如h＝100μm。作为所述制造 工艺的结果，部件4的有效表面仅仅凹陷一点。在非底填部件4的情 况下，通道壁(在下方的图像平面中)和有效传感器表面之间的通道 高度为h’＝h+r。对于大约10μm的电引线的高度和大约另一10μ m的接触点厚度，获得大约r＝h’-h＝20μm的高度变化，由此通道高 度为h’＝120μm。在部件的方向上通道7的几何中心轴在这些区域 中仅升高10μm。因此通道7的中心轴主要位于通道7的延伸平面中。 对于假定的通道宽度b＝500μm，通道7的截面仅在h×b＝100μm× 500μm和h’×b＝120μm×500μm之间变化，因此基本保持恒定。 通过所述工艺制造几乎平坦的部件结构49，其中仅仅未被完全在底 部填充的有效传感器表面凹陷大约r＝20μm，在所述工艺中依次进行 以下步骤：在基板上形成电引线，将部件4连接到引线2，用外护套 材料5包封部件4并且除去基板1。即使对于100μm的小的通道高 度，该值也没有问题。流体(人体样品)的流动几乎保持不受该通道 高度变化的影响；保持恒定的剪切速率并且在流动中不出现静止区 域。将被完全在底部填充的部件4的通道高度h’给定为h’＝h。在 这种情况下，在没有任何凹陷的部件区域中通道高度仍保持恒定。此 外，通道7的中心轴基本在一个平面(延伸平面E-参见图10)中延 伸是有利的；因此可以例如通过使用简单的金属凹模的热冲压或塑料 注射成型限定通道结构8，因为不需要凸出部分8’(参见图7b)。在 塑料注射成型设备中使用的该金属凹模是通过光刻工艺制造的。由于 如图7b所示不需要在各平面上配置斜坡和通道，因此制造这种金属 凹模既容易又有成本效益。
对于图9的布置的另一实施例，图12示出沿线C-C’的截面。 在所示的可选实施例中，将图3a、b所示的制造步骤中的部件4直接 设置在基板1上，然后利用外护套材料5将其包封起来。在该可选实 施例中，部件4具有发射/接收单元45，利用其可以交换来自部件4 的测量数据和来自外部单元的控制数据。还能够以公知的方式无线供 应能量。在这种无线实施例中，部件4的有效表面直接位于基板1上 (参见图3a、b)，因为可以免除引线和接触点。在除去基板之后利 用固化的外护套材料将有效表面设置在一个平面中，从而在部件4的 有效表面之上和有效表面之外的通道壁7a和通道壁7d之间获得恒定 的通道高度h＝h’。由于在该实施例中不需要引线，所以基板可以具 有标记用于精确定位部件，从而将所得到的部件结构49和通道结构 8彼此精确地配合。还可以在微流体系统中组合具有引线的部件和没 有引线的部件。