專利名稱：基于免疫磁性分離技術的細胞分選微流控芯片及其應用的制作方法
技術領域：
本發明屬于微流控芯片技術領域，具體涉及一種基于免疫磁性分離技術的細胞分選微流 控芯片及其應用。
背景技術：
20世紀90年代初微全分析系統(Miniaturized Total Analysis Systems, n-TAS)概念的提 出在分析儀器和生命科學領域產生了重大影響，引導化學分析設備向著微型化、自動化、快 速化、集成化與便攜化的趨勢發展。以微機電加工技術(MicroElectromechanical Systems, MEMS)為基礎，在芯片上制作微泵、微閥、微管道、微電極、微反應器、微流量傳感器、 微檢測器等功能單元構成微型化學系統，把整個化驗室的功能，包括采樣、稀釋、加試劑、 反應、分離、檢測等全化學過程集成在方寸大小的芯片上來實現，可稱之謂"芯片上的實驗 室"(LabonaChip，LOC)。微流控芯片具有分析速度快，分離效率高，減少了樣品和試劑 的消耗量，可實現細胞的高通量分析，并易與其他檢測設備聯用。
隨著微流控芯片技術的發展，特別是檢測靈敏度的提高，微流控芯片對單個細胞及胞內 的微量物質的分析與檢測日益受到重視。微流控芯片適合于細胞分析主要是因為具有以下幾 個重要特征第一，微流控芯片的通道尺寸與典型哺乳類細胞的直徑大小相適應，有利于細 胞的操縱、分析；其次，芯片的多維網絡結構形成相對封閉的環境，與生理狀態下細胞的空 間環境接近；第三，芯片通道微尺度下傳熱、傳質較快，可以提供有利的細胞研究環境；第 閃，芯片可以滿足高通量細胞分析的需要，可同時獲取大量的生物學信息；第五，芯片上多 種單元技術的靈活組合使集成化的細胞研究成為可能，諸如細胞進樣、培養、分選、裂解和 分離檢測等過程可集成在一塊芯片上完成。
細胞分選的常用技術以流式細胞儀(flowcytometry)為主，但其設備昂貴、體積龐大、 需要專業人士操作，且細胞用量大，難以在實驗室和醫院得到廣泛應用。微流控芯片技術在 一定程度上克服了上述局限，可以實現類似儀器的小型化、集成化、自動化和便攜化。目前， 以微流控芯片為平臺的細胞分選方法主要可分為兩類，其一是根據所采集信號的有無或強 變化進行分選，其二是根據細胞自身的一些差異在不同的驅動力作用下的特征變化進行分選。
熒光激發細胞分選(fluorescence activated cell sorter, FACS)是微流控芯片細胞分選中比 較常用的一種方法，其原理與流式細胞儀類似。首先對細胞進行熒光標記，當細胞經過檢測 器時，根據激光激發出的熒光信號的有無或強弱來控制細胞的流向。Wolff等設計了集成有 功能性結構的微流控芯片，采用熒光激活分選的方法對細胞進行了篩選，當檢測到熒光信號 時，廢液通道的閥門關閉，細胞流入收集池從而達到了細胞分離的目的(Wolff A.等,CA*, 2003,3,22-27)。 Schwille等根據細胞光學特性的不同進行熒光激活細胞分選。使用由雜交的 硅樹脂橡膠玻璃芯片組成的微流控支流通道系統使流體混合，然后共軸聚焦到一個薄的流動 層，在這個薄的流動層進行熒光激活細胞檢測。(Dittrich R S.等，^4""/. Cte附.2003， 75, 5767-5774.)
此外，在微流控芯片上集成微電極，細胞在不均一交變電場中被誘導極化，由于介電特 性、電導率、形狀或大小等不同，極化程度不同的細胞或顆粒在電場中受到不同的介電力而 分離。Cheng等通過固定于微流控通道表面的細胞釋放出離子引起周圍介質導電性能的變化 來給細胞計數(Cheng X.等,CA/p, 2007, 7, 746 - 755)。利用低電導、低滲的介質使固定 的細胞溶解，用表面圖案電極檢測了阻抗的變化情況，從而量化細胞的數目。細胞溶解阻抗 光譜的方法比較敏感，檢測限能達到20 cells ^L—1。 Li等設計了一個集成有注射、分離區域 和兩個出口的微流控設備，采用連續介電電泳的方法分離和純化了懸浮的生物細胞樣品。在 鞘流和樣品注射口，用水力聚焦的方法將細胞樣品注射到通道中，在不均勻的電場中形成了 介電電泳區域來分離細胞并收集到兩個樣品池中(Li Y.等，丄W CT 取2007， 7， 239-248)。
除上述方法以外，還有通過微機械加工技術，在芯片上刻蝕微米級的網絡或通道作為細 胞過濾器來實現細胞的分選。Wheeler等在T形通道底部制作了一個超微隔離室，通過水力 聚焦將細胞引入兩個緩沖流之間， 一個細胞落入超微室后，由于空間限制其他細胞不能進入， 從而在細胞懸浮液中迅速分離出單個細胞(Wheeler A. R.等，j"a/. Oze附.，2003, 75， 3581-3586)。方肇倫研究組在十字形通道芯片上結合流體重力和電驅動方法對單個細胞進行 操縱和分析。應用流體重力驅動將單個血紅細胞引入進樣通道，并用電驅動把細胞引入分離 通道。在分離通道上施加高壓，并使用激光誘導熒光對細胞內的谷胱甘肽進行了分離檢測 (Gao J.等,丄a6 C脈2004,《47-52)。
微流控芯片結合免疫磁珠法分選細胞也受到了廣泛的關注。其原理是特定的細胞表面抗 原能與包被有抗體的磁珠進行免疫反應，在外加磁場的作用下，含有特異性抗原的細胞被吸 附而滯留在磁場中，而無該種表面抗原的細胞不能與抗體結合，沒有磁性，不停留在磁場中，從而使不同的細胞得到分離。Pamme等在微流控磁性分離設備中連續的分離了載有磁性納 米粒子的細胞(PammeN.等，丄WO^， 2006, 6, 974-980)，細胞在流經微流控室時在磁場的作用 下發生偏轉從而分離。Inglis等采用連續流動的微流控芯片成功地從人全血中分離了被磁性 微顆粒標記的白細胞(Lnglis D. W.等,v4/j^.尸/z". 2004, 5093-509)。在芯片通道中制 作一排微磁條，當細胞連續的流過磁條時，磁條所產生的高磁場梯度捕獲被磁性標記的細胞 并改變細胞的流動方向，從而達到分離的目的。2003年Harrison研究小組采用免疫磁珠法 將抗體包被在磁珠外，成功的捕獲了細胞中稀少的細胞(Furdui V. I.等， / M'c/"o麼c/2. Mr'croeng.， 2003, /3, S164-S170)。 2004年該研究小組采用Y形微流控芯片通道，對血液中的 T淋巴細胞進行了分離和濃縮。他們把表面修飾有CD3抗體的蛋白A磁珠引入芯片，通過 CD3抗體蛋白與T淋巴細胞的特異結合，T淋巴細胞被吸附在兩側帶有磁場的Y形通道中， 使只含有萬分之一的T細胞被捕獲富集(Furdui V. I.等,丄W C/n>, 2004,《614-618)。本發明 的芯片是對上述Y形微流控芯片的改造，本發明與Furdui設計的Y形微流控芯片相比，在 Y形通道上巧妙的設計了一個用于抗原抗體免疫反應的反應室，通過擴大Y形通道的局部 截面積，減小了流體在此區域的線速度，這樣目標細胞更容易被捕獲，從而提高了細胞的捕 獲效率，此外還可以增加細胞分選的通量。
發明內容
本發明的目的在于提供一種基于免疫磁性分離技術的細胞分選微流控芯片。 本發明的另一 目的在于提供上述芯片在富集稀少細胞方面的應用。
一種基于免疫磁性分離技術的細胞分選微流控芯片，該芯片是在現有Y型微流控芯片 基礎上的改造，包括鍵合在一起的基片和蓋片，所述基片上設有Y型微通道以及分別位于Y 型微通道上部兩個端點的樣品池(1)和緩沖液池(2)、還有位于Y型微通道下部端點的廢液 池(3)，其特征在于，所述基片上還設有抗原抗體免疫反應室(4),所述抗原抗體免疫反應 室(4)位于Y型微通道交叉點(5)和廢液池(3)之間的微通道上，且抗原抗體免疫反應 室(4)的寬度為微通道寬度的2-5倍。
所述抗原抗體免疫反應室(4)為一個圓角矩形槽，矩形長度為1.8-2 mm，寬度為 0.2-1.0mm，槽的深度與微通道深度相同。
所述圓角矩形槽的圓角由半徑為0.9-1 mm的圓的四分之一圓弧構成。
所述抗原抗體免疫反應室(4)的中心距離Y型微通道交叉點(5)為10-15mm。
所述微流控芯片的材料為玻璃、石英、和高聚物中的一種或兩種。
5所述高聚物為聚二甲基硅氧烷、聚苯乙烯和聚乙二醇中的一種或兩種。 所述樣品池(1)、緩沖液池(2)、廢液池(3)均為圓柱形。
本發明芯片在富集稀少細胞方面的應用，其操作步驟如下在抗原抗體免疫反應室(4) 的上下兩側對稱放上永磁鐵，永磁鐵的磁場強度范圍在280-310 mT，將表面結合有特定抗 體的磁珠以6-10iaL/min的速度從樣品池(1)進樣，以6-10nL/min的速度從緩沖液池(2) 流入緩沖液，將殘留在非免疫反應室微通道上的磁珠沖洗到抗原抗體免疫反應室(4)內， 而后將待分離樣品以0.1-0.5 pL/min的流速從樣品池(1)通入到芯片微通道中，最后用緩沖 液以6-10nL/min的流速從緩沖液池(2)流入微通道進行沖洗3-5次，含有相應抗原的細胞 被吸附在抗原抗體免疫反應室(4)，從而目標細胞得到分離。
在抗原抗體免疫反應室(4)上下兩側的磁場強度決定了結合有特定抗體的磁珠的進樣 速度，磁場強度大時，磁珠的進樣速度可大，磁場強度小時，磁珠的進樣速度要小，否則， 磁珠不能100%在抗原抗體免疫反應室(4)中被捕獲。
本發明芯片的檢測原理先將兩塊永磁鐵對稱地放在微流控芯片反應室的上下兩側，然 后將表面結合有單克隆抗體的磁性微珠以稍大的流速通入到通道中，結合有單克隆抗體的磁 性微珠在外加磁場的作用下被固定在反應室內，接著將細胞懸液以較小的流速通入到通道 中，通過細胞表面的抗原與磁珠表面的抗體間的特異性免疫反應，含有特異性抗原的細胞被 吸附而滯留在磁場中，而無該種表面抗原的細胞不能與抗體結合，沒有磁性，不停留在磁場 中，從而使不同的細胞得到分離，最后采用裝備有CCD的倒置顯微鏡對分離出來的細胞進 行拍照計數，如圖4所示。
本發明芯片的制作方法
1) 芯片設計在基片上設計掩膜，比如，以玻璃為基片制作芯片采用濕法刻蝕技術，
以聚二甲基硅氧垸(PDMS)為基片制作芯片采用光刻法，由于玻璃各向同性會使 通道向兩側擴展，而PDMS通道的尺寸與設計的掩膜相比變化不大，因此前者設計 的掩膜尺寸比后者稍小。
2) 芯片的制作方法
A)以玻璃為基片、PDMS為蓋片的芯片制作方法
a.將設計的微流控芯片圖形制成掩膜，圖形區為透明區，可透射光，非圖形區為黑色區， 吸光而不能透射光。b. 將掩膜覆蓋在63mmx63mmxl.5mm的勻膠鉻板(鉻型LRC;鉻厚T: 145nm膠類 正性感光膠；膠厚570nm)上，在紫外線照射下曝光，感光膠發生光化學反應。
c. 曝光后的鉻板在0.5。/。的NaOH溶液中顯影，以除去被曝光的正性感光膠，掩膜上的圖形 被復制到光膠層上。
d. 室溫下將曝光后的膠鉻板放入鉻膜刻蝕液(硫酸鈰高氯酸水-50g: 15 mL: 300 mL) 中腐蝕裸露的絡膜，同時保證非圖形區的光膠層和鉻膜不被破壞。高純水沖洗干凈后， 烘干。光膠層上的微圖形結構被轉移到了玻璃基片上。
e. 濕法刻蝕微通道。以0.5 M HF/0.5 M NH4F為刻蝕劑刻蝕微通道，速率約為10 pm h—、 得橫截面為梯形的凹微通道。再依次用丙酮和鉻膜刻蝕液除去殘存的光膠層和鉻膜，用 高純水沖洗干凈即得干凈透明的基片。
f. 在基片的進樣口位置用微型臺鉆處打孔，作為芯片樣品池。
g. 將基片在丙酮和去離子水中超聲5-10min后，放入H2S(VH202 (3/1， V/V)的混合溶液 中加熱煮沸半小時。待冷卻后，將基片取出并用去離子水沖洗至玻璃片表面呈中性。
h. 截取與基片同樣尺寸的固化好的PDMS蓋片，并與將玻璃基片一起放入氧等離子體真空 管中，抽真空3分鐘，打開高頻電源，90秒后取出基片和蓋片，立即鍵合。
B)以PDMS為基片，為玻璃蓋片的制作方法
a. 設計制作陽模板掩膜的基片掩膜上黑色圖形區為微流體通道，不透光。
b. 在干凈的硅片上甩涂一薄層SU-8光刻膠，采用不同類型、粘度的SU-8，膠層厚度可控 制在1 300罔之間。紫外線通過光掩膜使光刻膠曝光，未曝光區域用顯影液溶解。硅 片及表面上剩下的凸起SL'-8結構用作制作PDMS基片的陽模。
c. PDMS基片的制作將PDMS單體(二甲基硅氧垸)與引發劑以10 : 1的重量比例混合， 脫氣后澆鑄于基片陽模板上，在80。C聚合1.5小時，冷卻至室溫，剝離模板，得無色透 明PDMS基片。
d. 將基片和干凈的玻璃蓋片裁剪成相同的尺寸(誤差0.2 ^m)。在基片的儲液池位置處打 孑L，作為芯片儲液池。
e. 將玻璃基片一起放入氧等離子體真空管中，抽真空3分鐘，打開高頻電源，90秒后取出 基片和蓋片，立即鍵合。本發明芯片的優點本發明利用免疫磁性分離的技術，在Y型微流控芯片上設計抗原 抗體免疫反應室(4)，實現目標細胞的簡便、快速、高通量分離和檢測。根據流體力學連續 性原理可知，流管中截面積大處流速小，截面積小處流速大，將反應室(4)截面積設計成 大于通道截面積，從而使磁珠高效、快速的被固定，同時細胞的進樣速度增大，提高了分析 通量，減少進樣的死體積、減少滯留和交叉感染的幾率。目標細胞通過抗原抗體免疫反應在 反應室被捕獲富集，從而與其他非目標細胞分離開來，整個分離檢測過程中不需要使用昂貴 的儀器，并且試劑的消耗量非常的小，該芯片不僅適用于富集稀少細胞達到快速高通量的細 胞分離，而且還可利用免疫細胞化學分析與磁性細胞分選相結合進行癌細胞的臨床檢測，該 微流控芯片制造成本低，易于批量生產，實現了細胞分離檢測的微型化、集成化和簡單化。
圖1為實施例2制作的以玻璃為基片，PDMS為蓋片的微流控芯片的微通道的尺寸設計圖； 圖2為實施例3制作的以PDMS為基片，玻璃為蓋片的微流控芯片的微通道的尺寸設計圖； 圖3為Y型PDMS微流控芯片示意圖； "A"為芯片PDMS基片，"B"為芯片玻璃蓋片；
1:樣品池，2:緩沖液池，3:廢液池，4:抗原抗體免疫反應室，5: Y型微通道交叉點 圖4為芯片上免疫磁性分離的步驟和原理；
圖5為現有技術Y型微流控芯片的掩膜膠片上微通道的尺寸設計。
具體實施例方式
實施例1本發明芯片的結構
本發明芯片包括鍵合在一起的基片和蓋片，基片上設有Y型微通道以及分別位于Y型 微通道上部兩個端點的樣品池(1)和緩沖液池(2)、還有位于Y型微通道下部端點的廢液池
(3) ,在距離Y型微通道交叉點(5) 10mm的微通道上設計有抗原抗體免疫反應室(4)， 反應室(4)為一圓角矩形槽，寬度為微通道寬度的4倍，長度為2mm。在抗原抗體免疫 反應室(4)的上下兩側對稱放上永磁鐵，將表面結合有特定抗體的磁珠從樣品池(1)進樣， 然后緩沖液從緩沖液池(2)流入，將殘留在非免疫反應室微通道上的磁珠沖洗到抗原抗體 免疫反應室(4)內，而后將待分離樣品從樣品池(1)通入到芯片微通道中，最后用緩沖液 從緩沖液池(2)流入微通道進行沖洗，含有相應抗原的細胞被吸附在抗原抗體免疫反應室
(4) ，廢液流入廢液池(3)，從而目標細胞得到分離。實施例2以玻璃為基片，PDMS為蓋片的本發明芯片制作
(1) 玻璃基片的制作掩膜膠片上微通道的尺寸設計見圖1。將掩膜膠片置于63 mmx63 mmxl.5 mm的勻膠鉻板上，紫外線曝光7分鐘(波長365nm)，顯影液中顯影100秒后， 100。C下烘干半小時。在室溫下用鉻膜刻蝕液(硫酸鈰高氯酸水=50克15毫升 300毫升)腐蝕鉻膜，然后用高純水沖洗干凈，烘干。通過數碼顯微鏡攝像，測得鉻板 上的通道尺寸均增大了大約30 (am。用0.5 M HF/0.5 M NH4F刻蝕劑腐蝕裸露的硼硅玻 璃，速率約為lOpmmin—1,刻蝕10分鐘后，再依次用丙酮、鉻膜刻蝕液除去殘余光膠 層和鉻膜，即得基片。用微型臺鉆打孔，鉆頭為2mm的金剛鉆頭，孔的直徑即為液池 直徑2mm。顯微鏡下測定微通道尺寸微流體通道，上部寬110pm,下部寬60 nm, 深度20 pm，抗原抗體免疫反應室的尺寸上部寬440 pm，下部寬24(Vm,深度20 pm。
(2) 蓋片的制作截取與基片同樣尺寸的PDMS作為蓋片。
(3) 將基片與蓋片依次在丙酮和去離子水中超聲5分鐘，在H2SCVH202 (3/1)溶液煮微沸 30分鐘，待冷卻后用高純水中沖洗至玻璃表面呈電中性，在超凈臺中吹干。然后將玻 璃基片和PDMS蓋片放入氧等離子體真空管中，抽真空3分鐘，打開高頻電源，90秒 后取出基片和蓋片，立即鍵合。
實施例3以PDMS為基片，玻璃為蓋片的本發明芯片制作
(1) PDMS基片的制作:掩膜膠片上微通道的尺寸設計見圖2。將硅片放入到濃H2SCVH202
(3/1)溶液煮微沸30分鐘，待冷卻后取出用去離子水沖洗至中性，丙酮超聲5分鐘 后在加熱板上加熱30分鐘。
(2) 在硅片上甩涂一薄層SU-8光刻膠，通過控制甩膠速度使膠層厚度大約為50 pm。紫 外線通過光掩膜使光刻膠曝光，未曝光的部分用顯影液溶解。硅片表面上凸起的SU-8 結構作為PDMS基片的陽模。然后將硅陽模進行硅烷化1小時。
(3) PDMS預聚體(單體/固化劑=10/1混合)澆注在硅陽模上并真空脫氣，然后放入70 。C 烘箱中固化l小時左右，然后將PDMS從陽模剝離，作為微通道的基片。
(4) 將PDMS基片與干凈的玻璃蓋片一起放到氧等離子體真空管中，抽真空3分鐘，打 開高頻電源，90秒后取出基片和蓋片，立即鍵合。
實施例4利用實施例2制得的芯片分離與檢測艾滋病感染者CD4+T淋巴細胞
(1)將磁場強度為2卯mT的兩塊永磁鐵對稱地放在微流控芯片免疫反應室的上下兩側。(2) 將2 ^L、濃度為1.5xl08 beads/mL的抗CD4+免疫磁珠(購自美國Invi加gen公司)以 6 ^L/min的速度從樣品池(1)進樣。
(3) 然后用5 pL含0.1%BSA的PBS緩沖溶液從緩沖液池(2)以6 pL/min的速度通入， 將殘留在非免疫反應室微通道上的抗CD4+免疫磁珠沖洗到免疫反應室內。
(4) 將1 pL的細胞懸液以0.2 nL/min的流速從樣品池(1)通入到芯片微通道中。
(5) 用含0.1%BSA的PBS緩沖溶液以6 nL/min的流速從緩沖液池(2)流入微通道進行 沖洗3次，含有。04+的T淋巴細胞被吸附而滯留在磁場中，從而使目標細胞得到分 離。 '
(6) 采用裝備有CCD的倒置顯微鏡對分離出來的細胞進行拍照計數。
上述細胞懸液的制備方法無菌取出小鼠脾臟將其放入有PBS緩沖溶液的平皿中，用 注射器芯研磨脾臟至脾呈白色絮狀，然后置于300目無菌細胞篩網過濾，沖洗，以1000rpm 離心5min，棄其上清，以RPMI-1640重懸細胞。
實施例5本發明實施例2制備的芯片與現有技術Y型微流控芯片在細胞分選方面的比較試 驗
現有技術中Y型微流控芯片的制作按照實施例2的方法進行制作，其中，掩膜膠片 上微通道的尺寸設計見圖5。
按照實施例4的方法分別使用實施例2制得的芯片和上述現有技術Y型微流控芯片進 行艾滋病感染者CD4+T淋巴細胞的分離，現有技術Y型微流控芯片對目標細胞的捕獲效率 為20%，而本發明的芯片對目標細胞的捕獲率為90%。
參考文獻
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權利要求
1、一種基于免疫磁性分離技術的細胞分選微流控芯片，包括鍵合在一起的基片和蓋片，所述基片上設有Y型微通道以及分別位于Y型微通道上部兩個端點的樣品池(1)和緩沖液池(2)、還有位于Y型微通道下部端點的廢液池(3)，其特征在于，所述基片上還設有抗原抗體免疫反應室(4)，所述抗原抗體免疫反應室(4)位于Y型微通道交叉點(5)和廢液池(3)之間的微通道上，且抗原抗體免疫反應室(4)的寬度為微通道寬度的2-5倍。
2、 根據權利要求l所述的微流控芯片，其特征在于，所述抗原抗體免疫反應室(4)為一個 圓角矩形槽，矩形長度為1.8-2mm，寬度為0.2-1.0mm，槽的深度與微通道深度相同。
3、 根據權利要求2所述的微流控芯片，其特征在于，所述圓角矩形槽的圓角由半徑為0.9-1 mm的圓的四分之一圓弧構成。
4、 根據權利要求l所述的微流控芯片，其特征在于，所述抗原抗體免疫反應室(4)的中心 距離Y型微通道交叉點(5)為10-15mm。
5、 根據權利要求l所述的微流控芯片，其特征在于，所述微流控芯片的材料為玻璃、石英、 和高聚物中的一種或兩種。
6、 根據權利要求5所述的微流控芯片，其特征在于，所述高聚物為聚二甲基硅氧烷、聚苯 乙烯和聚乙二醇中的一種或兩種。
7、 權利要求l所述芯片在富集稀少細胞方面的應用。
8、 根據權利要求7所述的應用，其特征在于，在抗原抗體免疫反應室(4)的上下兩側對稱 放上永磁鐵，永磁鐵的磁場強度范圍在280-310 mT，將表面結合有特定抗體的磁珠以6-10 nL/min的速度從樣品池(1)進樣，以6-10nL/min的速度從緩沖液池(2)流入緩沖液，將 殘留在非免疫反應室微通道上的磁珠沖洗到抗原抗體免疫反應室(4)內，而后將待分離樣 品以0.1-0.5 pL/min的流速從樣品池(1)通入到芯片微通道中，最后用緩沖液以6-10pL/min 的流速從緩沖液池(2)流入微通道進行沖洗3-5次，含有相應抗原的細胞被吸附在抗原抗 體免疫反應室(4)，從而目標細胞得到分離。
全文摘要
本發明公開了一種屬于微流控芯片技術領域的基于免疫磁性分離技術的細胞分選微流控芯片及其在富集稀少細胞方面的應用。該芯片是在現有Y型微流控芯片基礎上的改造，包括鍵合在一起的基片和蓋片，所述基片上設有Y型微通道以及分別位于Y型微通道上部兩個端點的樣品池(1)和緩沖液池(2)、還有位于Y型微通道下部端點的廢液池(3)，所述基片上還設有抗原抗體免疫反應室(4)，所述抗原抗體免疫反應室(4)位于Y型微通道交叉點(5)和廢液池(3)之間的微通道上，且抗原抗體免疫反應室(4)的寬度為微通道寬度的2-5倍。本發明的芯片可使磁珠高效、快速的被固定，增大細胞的進樣量，提高了分析通量，減少進樣死體積、減少滯留和交叉感染。
文檔編號C12M1/42GK101643701SQ20091008958
公開日2010年2月10日 申請日期2009年7月23日 優先權日2009年7月23日
發明者林金明, 丹 高 申請人:清華大學