本發明涉及一種雙驅動耦合運作模式的霍亂診斷用多通道微流控芯片裝置，該微流控芯片裝置是基于抗原/抗體特異性反應來診斷霍亂抗原的專用裝置，屬于分析測試領域。
背景技術：
相關多通道微流控霍亂診斷技術背景，可以參見CN 200910150930.4等發明專利申請案。
僅就微流控技術其本身的整體概貌而言，可以參見著名微流控專家林炳承先生不久前出的專著“圖解微流控芯片實驗室”，該專著已經由科學出版社出版，該專著對微流控技術的過去、現在，以及，未來展望等等方面，都有著詳盡的、深入到具體細節的長篇論述。
那么，下面要談談本案關注的重點問題。
微流控芯片的基本架構，包括刻蝕有微小液流通道的基片以及與之貼合在一起的蓋片，所述基片上的微小液流通道，在裝配上蓋片之前，表觀上看就是一些微槽道，要等到在其上覆蓋了蓋片之后，才真正閉合形成所述微小液流通道，該微槽道的槽道內表面連同包繞著該微槽道的那部分蓋片一起構成所述的微小液流通道；那么，顯然，裝配完成了之后的該微小液流通道，它的內表面面積的主要部分是那個微槽道的內表面面積，換句話說，該微槽道內表面的狀態或性質基本上決定了該微小液流通道的整體狀態或性質；因此說，這個構建在基片上的微槽道的內表面狀態或內表面性質是關鍵因素；原則上講，任何的能夠保持或基本保持其固體形態的材料，都能夠用來制作基片及蓋片，比如，能夠用作基片及蓋片的材料可以是單晶硅片、石英片、玻璃片、高聚物如聚二甲基硅氧烷、聚甲基丙烯酸甲酯、聚碳酸酯等等；當然，基片的選材和蓋片的選材可以相同，也可以不相同；從材料耗費、制作難度以及應用普及前景等等方面來看，這些材料之間存在不小差異，尤其是那個基片的選材，影響較大。
在各種基片制作材料中，聚二甲基硅氧烷，即PDMS，相對而言十分容易成型，在這樣的基片上制作微槽道極其簡單，并且該材料成本低廉，以該聚二甲基硅氧烷材料制作基片，在其上壓制或刻蝕微槽道，并與玻璃或聚丙烯或其它塑料片等廉價材料制作的蓋片相配合，貌似是一種比較理想的選擇；當然，蓋片材料也可以選擇使用廉價的聚二甲基硅氧烷材料：那么，這種基片選材為聚二甲基硅氧烷材料的方案，材料極便宜，制作極簡易，看似也應當極易于普及、推廣。
但是，事情并非如此簡單。
其一，這個聚二甲基硅氧烷材料，即縮寫字母PDMS所指代的材料，其本身是一種強烈疏水的材料，在這一材料上構建微槽道，如果不進行針對該微槽道表面的改性操作，那么，整體裝配完成之后，即蓋上蓋片后，因結構中的所述微槽道其內表面占據了大部分的液流通道的內表面，那么，該PDMS微槽道內表面其強烈的疏水特性，是決定性因素，它會使得類似于水溶液的極性液體微細液流的通過變得十分困難，其流動阻力之大，甚至一般的微泵都難以推動，當然，如果蓋片也選擇使用該PDMS材料，那么，問題基本上一樣，大同小異；因此，在現有技術之中，特別針對該PDMS材料上的微槽道內表面進行改性修飾，是必須的操作；那么，這個針對PDMS微槽道內表面的改性操作很麻煩嗎？那倒也不是這個問題，構成嚴重技術困擾的，是另一個問題：這個PDMS材料基片其體相內部的PDMS聚合物分子具有自動向表面擴散、遷移的特性，這種基片體相內部PDMS聚合物分子自動向表面擴散、遷移的特性，將使得經過表面改性修飾的那個微槽道其內表面的改性之后的狀態并不能維持足夠長的時間，那個經表面改性之后的微槽道其內表面狀態的維持時間大致僅夠完成實驗室內部測試實驗的時間需要；換句話說，經過表面改性或表面修飾的該PDMS微槽道內表面，其改性之后或曰修飾之后所形成的表面狀態并不能持久，而是很快地自動趨于或曰變回表面改性之前的表面狀態，在較短的時間里就回到那種原本的強烈疏水的表面狀態，那么，試想，這樣的微流控芯片能夠大量制作、大量儲存、廣泛推廣嗎，答案很明顯，那就是，不可能。這個PDMS材料上的微槽道，不做表面修飾的話，類似于水溶液的極性溶液微細液流無法泵送通過，芯片也就沒法使用；而如果做了表面修飾，又無法持久保持其修飾之后的狀態，還是同樣無法推廣應用。
那么，如何做到既能夠利用廉價的PDMS材料來制作基片，而又能夠解除所述微槽道內表面修飾狀態無法持久、芯片無法大量制作、大量儲備進而廣泛推廣這樣一個令本領域眾多專業人員長期糾結的困擾，就是一個明擺著的其技術障礙不可小覷的高難度問題。
該高難度問題已經存在很多個年頭了，迄今為止，尚未得到妥善解決。
其二，未經表面修飾的PDMS材料，上文已經述及，其表面強烈疏水，這種強烈疏水的材料表面并且還有另一個問題，那就是，這種強烈疏水的PDMS表面會吸附生物大分子，并且，這些被吸附的生物大分子還會進一步地在PDMS表面上更深一步的沉陷，漸陷漸深，直至沉陷入到PDMS基片的體相之內，其實，這種過程，部分地也是由于PDMS材料體相內部聚合物分子具有向表面擴散、遷移運動所導致；這種情況，也可以從另一個角度來解釋，即，持續不斷地由PDMS體相內部向其表面擴散、遷移的那些聚合物分子，其運動的結果，是逐漸地將那些已經被表面吸附的生物大分子卷入PDMS基片的體相之內，簡單地說，這些被吸附的生物大分子就是被PDMS基片體相吞沒了；那么，這種PDMS基片體相吞沒生物大分子的現象，其所造成的影響，必然是導致涉及生物大分子的各類實驗測試數據的嚴重偏差。
如上所述，PDMS基片的問題是，它不但表面吸附生物大分子，而且吞沒生物大分子，這樣一來，作為實驗測試對象的生物大分子其消失不會因為表面飽和吸附而停止，而是，不斷被吸附，還不斷地被吞沒。
關于PDMS基片在相關實驗測試過程中其體相不斷吞沒測試相關生物大分子的現象，另一種解釋是說，PDMS體相內存在大量的微小氣孔，相關生物大分子被表面吸附之后，沉陷進入這些微小氣孔，進而被吞沒；然而，本案發明人認為，那些能夠容許微小尺度的空氣分子擠入其間的所述微小氣孔，不等于說它們也能直接容許相對大尺度的生物大分子進入，兩者在尺度上差別巨大，不可一概而論。撇開解釋，無論怎樣，作為相關測試分析對象的生物大分子被PDMS基片微槽道內表面吸附，進而不斷被PDMS基片體相所吞沒，這是已知客觀存在的現象。
為了阻止這種PDMS基片體相對于生物大分子的吞沒作用，可以從遏制PDMS表面對生物大分子的吸附來著手解決，辦法就是針對該PDMS材料表面進行化學修飾改性，對于以PDMS為基片材料的情況來講，就是對所述的微槽道部分的表面進行化學修飾改性，經過化學修飾改性的所述微槽道內表面，能夠遏制其對生物大分子的吸附，進而避免生物大分子被PDMS基片體相所吞沒；但是，還是那個老問題，那就是，PDMS材料表面上的化學修飾改性之后的表面狀態無法持久保持，該PDMS基片體相內部的聚合物分子其自動向表面擴散、遷移的過程，會很快地將那個經過表面化學修飾改性的微槽道內表面狀態變回原本的強烈疏水并且強烈吸附生物大分子的狀態，換句話說，無論該領域專業人員們怎樣折騰，該PDMS基片其微槽道內表面總是快速地向強烈疏水表面狀態演變。
那么，如何既能夠獲得PDMS材料價格極其低廉、基片制作極其簡易的好處，又能夠達成長期遏制該PDMS基片微槽道內表面對生物大分子的吸附進程，進而阻止PDMS基片體相對生物大分子的吞沒作用，使得相關芯片制成品能夠維持一個足夠長時間的、合理的保質期，就是一個十分棘手的難題。該難題如同上文述及的另一個難題一樣，同樣令本領域眾多專業人員長期糾結、困擾，該難題同樣是一個明擺著的其技術障礙不可小覷的高難度問題。該難題也已經存在很多個年頭了，迄今為止，也尚未得到妥善解決。
其三，如上所述，該PDMS微槽道內表面強烈疏水，而針對性的表面化學改性或表面化學修飾又難于持久，因此，實際只能在其表面改性或表面修飾之后的表面狀態尚屬有效的短期之內使用它；倘若已經過了那個比較短暫的有效期限，而仍然強行使用的話，由于表面狀態已然重新靠近疏水的狀態，使用慣常的微泵驅動試樣液流則必然存在比較大的流動阻力，這樣，就只能靠加大微泵泵送功率及泵送壓力來迫使試樣液流向目標方向流動，如上所述，這種PDMS材料比較柔軟，以過高的、機械的泵送壓力來泵送試樣液流，將導致該基片其進樣端包括進樣端附近區域的所述微槽道發生鼓泡、膨化、扭曲、變形，并且，這種高壓情況 下，處于該進樣端及其附近區域的微槽道及其周邊也容易發生基片與蓋片之間的剝離，此情形下，試樣溶液將進入所述剝離之后形成的基片與蓋片之間的出現的裂隙而四處橫流，這實際導致該微流控芯片的毀損；當然，如果該表面改性或表面修飾原本就不到位，也會導致在短暫的慣常的有效期之內出現上述情形；在單純采用外加微泵進行液流驅動的情況下，上述該問題始終存在。如上所述，如果完全沒有做過任何所述表面改性或表面修飾等前置操作，那么，上述該問題將更為嚴重，即便沒有發生進樣端及其附近區域所述微槽道鼓泡、膨化、扭曲、變形以及基片與蓋片之間剝離等問題，僅僅因為該流動阻力過大，采用高壓微泵也未必能夠驅動試樣液流朝終端方向前進。
技術實現要素：
本發明所要解決的技術問題是，提供一個一攬子的解決方案，同時解決上文述及的三個方面的實際上相互牽扯在一起的一系列的難題，并且，將該解決方案應用于霍亂診斷用多通道微流控芯片領域，形成一種新型的霍亂診斷用多通道微流控芯片裝置。
本發明通過如下方案解決所述技術問題，該方案提供的裝置是一種雙驅動耦合運作模式的霍亂診斷用多通道微流控芯片裝置，該裝置的結構包括多通道微流控芯片，該微流控芯片的結構包括相互貼合裝設在一起的基片和蓋片，所述基片和蓋片均為板狀物或片狀物，該基片的面向該蓋片的那個面含有經由模壓工藝或刻蝕工藝形成的槽道結構，相互貼合安裝在一起的該基片與該蓋片共同構建成了含有管道結構的微流控芯片，該管道的結構位置位于該基片與該蓋片相互貼合的交界區域，該管道的兩端分別與該微流控芯片的進樣端以及終端連接，該進樣端是該微流控芯片試樣溶液的注入端，該終端是該微流控芯片實際進樣測試時其芯片內試樣溶液流動的終端，該終端與該進樣端相互遠離，該終端與該進樣端之間的距離介于3厘米與10厘米之間，在該管道內不同位置上依序裝設有工作電極以及對電極以及參比電極，所述工作電極由導電性電極以及貼附在該導電性電極上的包埋了霍亂特異性抗體的金膠敏感膜構成，該管道的構造呈并聯構造，所述呈并聯構造的管道由四條分支管道并聯構成，所述工作電極的數量是四個，該四個工作電極的裝設位置分別位于所述四條分支管道內，以及，該四個工作電極其表層金膠敏感膜結構中的特異性抗體分別是對霍亂抗原能特異性結合的四種霍亂抗體物質，該四種抗體物質分別是霍亂TP0821抗體以及霍亂TP0319抗體以及霍亂TP0624抗體以及霍亂O139菌體蛋白抗體，所述工作電極其材質是黃金材質或熱分解導電高分子材質，所述工作電極其形貌呈現片狀或絲狀，重點是，該基片其材質是聚二甲基硅氧烷材質，該基片其表面是原生形態的表面，該原生形態的表面其意思指的是沒有經過任何表面化學修飾或任何表面化學改性的該材質的原生形態的表面，該裝置的結構還包括微型超聲波換能器，以及，高頻振蕩電訊號傳輸電纜，該高頻振蕩電訊號傳輸電纜的一端與該微型超聲波換能器連接在一起，該微型超聲波換能器貼附地裝設在該微流控芯片的蓋片或基片 的鄰近所述終端的位置；該微型超聲波換能器其主要功能是在微流控芯片實際進樣測試時，利用其所發射的超聲波來降低試樣溶液與該微流控芯片其內部通道的內壁之間的界面張力，使其能夠相容，并且，利用所述進樣端以及所述終端與該微型超聲波換能器裝設位置之間的距離差異以及其所感受到的超聲波強度上的差異，誘導形成所述進樣端其界面張力與所述終端其界面張力之間的差異，該微流控芯片該兩端之間的界面張力差異會在該微流控芯片的該兩端之間形成壓力差異，該壓力差異會驅動試樣溶液向所述終端流動；該微型超聲波換能器其功能還包括以其所發射的超聲波遏止試樣中所含有的生物大分子其在該微流控芯片其內部通道內表面上的吸附，進而遏止該聚二甲基硅氧烷材質的基片其體相對該生物大分子的吞沒作用；柔軟并具彈性的該聚二甲基硅氧烷材質的基片其功能包括以其對超聲波強烈吸收的性質，對超聲波進行強烈吸收，并藉此在該微流控芯片該終端到該進樣端之間的有限的短距離之內實現超聲波強度的快速遞減；以及，微泵，該微泵與該進樣端連接；該微泵的功能是，在該試樣溶液與該微流控芯片其內部通道的內壁之間的界面張力受該超聲波作用而降低、相間相容性增加的前提條件下，以該微泵的機械性泵送力量來與該超聲波誘導的所述兩端之間的界面張力差異其所帶來的驅動力量互相支持、互相調適、互相耦合，以協同運作的方式匯聚成一股驅動試樣液流向所述終端方向流動的力量。
所述微泵一詞其本身的技術含義對于微流控芯片領域的專業人員來說是公知的。
所述微泵既可以是外置形式的微泵；該微泵也可以是做進或曰嵌入該微流控芯片內部其進樣端結構位置或該進樣端近鄰結構位置的內置形式的微泵。
所述微泵例如微型的壓電泵、微型的蠕動泵或微型的氣動泵。
所述金膠敏感膜是將殼聚糖金膠溶液與霍亂特異性抗體溶液充分混合均勻，用點樣儀點樣或涂布于指定結構位置，并使其干燥成膜而成。所述金膠敏感膜中的霍亂特異性抗體均為辣根過氧化物酶或者葡糖糖氧化酶標記的霍亂抗體，所述金膠敏感膜已包含為固定上述各霍亂特異性抗體而引入其中的輔助性介質，所述輔助性介質例如殼聚糖、醋酸纖維素、明膠其中的一種或它們的混合物。
所述微流控芯片結構中的所述管道包括所述分支管道，其內徑尺寸均可以是任意選定的尺寸，但是，出于盡量少用待測液樣以及降低試劑損耗等方面的考慮，所述管道包括所述分支管道最好均選用毛細管級的通道，所述毛細管級的通道意即其內徑與通常意義上的毛細管的內徑相當的通道。所述毛細管其內部通道的橫截面形狀可以是任意的形狀，所述橫截面形狀例如圓形、橢圓形、方形、矩形、條形，當然也可以是任意的存在彎曲的線形，并且，所述毛細管的內部形狀隨著管道的延伸，不同部位的橫截面形狀也可以允許是不同的形狀。僅就毛細管一詞而言，其技術含義是公知的。
結構中涉及的對電極以及參比電極均為微小尺寸的電極，其電極形狀均可以是任意選定的形狀，所述任意選定的形狀例如方片形狀、矩形片狀、條狀或圓形片狀等等。所述對電極以及所述參比電極其本身的詞匯的技術含義是公知的。
僅就超聲波換能器一詞其本身的技術含義對于超聲波技術領域的專業人員來說，是公知的。
各種尺寸、各種形狀的超聲波換能器均有市售；市售的微型超聲波換能器其尺寸可以小到僅以毫米計算的量級。
僅就微型超聲波換能器其在一般工業應用對象固態物體表面上的固定技術其本身而言，對于超聲波技術領域的專業人員來說，是已知的一般技術。本案不對此展開贅言。
僅就裸的PDMS基片其本身的微槽道模壓或刻蝕技術來說，是極簡單的已知的技術。
所涉高頻振蕩電訊號傳輸電纜其各種規格的工業產品市場均有售。
該微流控裝置的結構還可以包括高頻振蕩電訊號發生器；所述高頻振蕩電訊號傳輸電纜其另一端可以與該高頻振蕩電訊號發生器連接。
所涉高頻振蕩電訊號發生器其本身的技術，對于超聲波技術領域的專業人員來說，是簡單的和公知的；所述高頻振蕩電訊號發生器可以向超聲波儀器專業廠家定制。
該微型超聲波換能器其額定超聲波發射功率的優選范圍是介于2毫瓦與2000毫瓦之間；該微型超聲波換能器其在運行時所發射的超聲波的頻率的優選范圍是介于100KHz與12MHz之間。
本案裝置當然還可以進一步包括一些附件，所述附件例如多道電化學工作站等等，所述多道電化學工作站的技術含義是公知的。本案微流控芯片結構中涉及的各個工作電極以及對電極以及參比電極等，可以分別經由相應的專用串線與所述多道電化學工作站的相應接口進行聯接。所述專用串線是用來將各所述電極與所述多道電化學工作站的各相應接口進行相互聯接的專用電纜。本案裝置中的所述微流控芯片，其結構也可以包括微閥，所述微閥的數量不限，根據實際需要，所述微閥可以裝設在該微流控芯片結構中的任何需要安裝的部位；該微閥一詞對于微流控芯片技術領域的專業人員來說，其本身的技術含義是公知的；該微閥其本身的制作技術及使用技術亦是公知的；該微閥不是必需的構件。
所述工作電極的直徑可以允許是任意設定的便于安裝使用的適宜的直徑，但是，推薦的或曰優選的所述直徑其范圍介于0.1微米至2000微米之間；所述工作電極的長度可以允許是任意設定的便于安裝使用的長度，但是，推薦的或曰優選的所述長度其范圍是在1微米至15000微米個之間。
通過噴涂或點樣儀點樣或其它合適工藝涂布裝設于所述工作電極表面層的所述金膠敏感膜，其膜層厚度可以允許是任意設定的可對待測樣液發生電性信號響應的厚度，但是，推薦的厚度或者說是優選的厚度是介于10納米與200納米之間。
芯片結構中的所述蓋片，其材質可以允許是任何的電絕緣性材質，例如：聚丙烯、玻璃、聚甲基丙烯酸甲酯、聚二甲基硅氧烷，等等，為了做出更小尺寸的微流控芯片，比如做成長度僅2.0厘米到3.0厘米的超小尺寸的微流控芯片，并在該極短的距離內實現對超聲波的極快速衰減，可以優選聚二甲基硅氧烷來作為蓋片。當然，在大尺寸的微流控芯片上選擇使用聚二甲基硅氧烷來作為所述蓋片，也是本案技術方案所允許的。
所述蓋片及基片其厚度可以允許是任意設定的便于裝配的厚度，推薦的厚度或曰優選的厚度是介于1.0毫米與5.0毫米之間。較小的厚度有利于節省材料。
本案微流控芯片的使用方法：
本案以所述雙驅動耦合運作模式驅動液流在該四通道微流控芯片的毛細管通道中流動，利用四通道電化學分析儀器分別對四種霍亂診斷抗原加以檢測。
本案微流控芯片的具體檢測使用步驟如下：
1、在微管路中加入血清樣品液，在所述雙驅動耦合運作模式驅動下，各種霍亂抗原分子被各通道中電極表面上金膠敏感膜包埋的相應的辣根過氧化物酶標記的霍亂特異性抗體捕獲。
2、辣根過氧化物酶標記的霍亂特異性抗體與血清樣品中的霍亂抗原形成免疫復合物。
3、采用多通道電化學分析儀，加入鄰苯二酚等電子媒介體，采用安培法檢測上述反應引起的電流變化，由此獲得各種分析物的種類和含量。
4、將結果進行綜合分析，對霍亂抗原進行綜合診斷。
本發明的優點是，在所述微流控芯片的所述終端其鄰近位置貼附地裝設微型超聲波換能器，利用該微型超聲波換能器其所發射的低功率、高頻頻段的超聲波，使得未經過表面化學改性的強烈疏水的該微流控芯片內部管道其管壁與測試對象水溶液之間的相容性大幅增加，這為試樣液流的通過提供了一個現實可能性；同時，利用聚二甲基硅氧烷基片其對超聲波的強烈吸收能力，在比較短的距離內，也就是，從所述終端到所述進樣端之間的僅數厘米尺度的很短的距離內，達成超聲波強度的快速遞減，藉此在該微流控芯片的所述兩端造成所述界面張力的差異，該兩端之間的界面張力的差異會導致一種驅動力量，該種因界面張力差異而導致的驅動力量其功能是驅趕試樣液流在原本強烈疏水的毛細管通道內向所述終端方向流動；而結構中同時存在的所述微泵，其功能是，在該試樣溶液與該微流控芯片其內部通道的內壁之間的界面張力受該超聲波作用而降低、相間相容性增加的前提條件下，以該微泵的機械性泵送力量來與該超聲波誘導的所述兩端之間的界面張力差異其所帶來的驅動力量 互相支持、互相調適、互相耦合，以協同運作的方式匯聚成一股驅動試樣液流向所述終端方向流動的力量；該微泵的存在，使得該微型超聲波換能器其超聲波發射強度能夠被允許適度降低，這對于檢測對象中含有超聲波敏感成分的情形尤其適宜；而由于該超聲波換能器及其所輻射超聲波的存在，能夠提高相間相容性，降低界面張力，并提供該兩端界面張力差異其所帶來的特別的驅動力量，那么，在該情形下，試樣液流其在該微槽道內的流動阻力大幅降低，相應地，該微泵其運行阻力大幅降低，這樣，該微泵就能夠以比較低的泵送壓力來進行針對所述試樣溶液的泵送工作，由于機械性的泵送壓力大幅降低，因此，在這樣一種情形下，就不易發生因進樣端機械泵送壓力過大而導致的所述進樣端及其附近區域的所述微槽道鼓泡、膨脹、變形、扭曲以及該區域基片與蓋片之間剝離等等問題；本案該雙驅動耦合運作的方案并且增加了針對該試樣液流流動動作的操控性，能夠允許使用超聲波強度、超聲波頻率、微泵泵送功率、微泵泵送壓強等等多個指標來針對該流動的流動速率、流動動作包括向前流動或暫停流動或加速流動等等流動動作進行多參數精確操控；藉由本案該雙驅動耦合運作方案，完全無須對該聚二甲基硅氧烷材質的基片其微槽道等等相關表面進行任何的表面化學修飾或表面化學改性，完全免除了該表面化學修飾或表面化學改性的麻煩程序；另一方面，該低功率、高頻頻段的超聲波，還能夠遏制試樣中的生物大分子在該無修飾的裸的聚二甲基硅氧烷基片其管道內表面上的吸附，進而遏制該聚二甲基硅氧烷基片其體相對所述生物大分子的吞沒作用；所述抗原、抗體以及抗原與抗體的可逆結合物當然都是屬于所述的生物大分子的類型；由于所述的吸附作用以及所述的吞沒作用被有效地遏制，因此，相關測試結果將更加能夠客觀地反映實際情況；該低功率、高頻頻段超聲波的作用，當然還包括促成抗原、抗體之間的可逆結合反應的快速達成，這使得相關測試操作能夠以比較快的速度完成。
如上所述，該微泵的存在，使得該微型超聲波換能器其超聲波發射強度能夠被允許適度降低，那么，該特點有助于保護所述工作電極其敏感覆層，使之免受超聲損傷。
基于本案方案，完全不需要進行針對該聚二甲基硅氧烷基片其相關表面的表面化學修飾或表面化學改性操作，因此，這個表面化學修飾層或表面化學改性層根本就不需要存在，那么，該聚二甲基硅氧烷基片其體相內部聚合物分子不斷自動向表面擴散、遷移其所導致的對所述表面化學修飾層或表面化學改性層的破壞性影響也就不存在了。
本案的技術方案一攬子地化解了上文述及的與聚二甲基硅氧烷基片其應用相關的一系列技術難題。基于本案方案，該種十分廉價并且極易加工制作的聚二甲基硅氧烷材料便有可能在該微流控芯片其制備、生產、應用等等領域發揮更大的作用。
附圖說明
圖1是本案該裝置其大略的外觀側視圖。
圖中，1是聚二甲基硅氧烷材質的基片，2是蓋片，3是高頻振蕩電訊號傳輸電纜，4是微型超聲波換能器，5是該微流控芯片的所述進樣端，6是該微流控芯片的所述終端，7是微泵，8是輸液軟管；圖例中的箭頭符號標示該微流控芯片其在實際運行時，受兩端壓力差驅動，其試樣液流的流動方向。
具體實施方式
在圖1所展示的本案該實施例中，該裝置的結構包括多通道微流控芯片，該微流控芯片的結構包括相互貼合裝設在一起的基片1和蓋片2，所述基片1和蓋片2均為板狀物或片狀物，該基片1的面向該蓋片2的那個面含有經由模壓工藝或刻蝕工藝形成的槽道結構，相互貼合安裝在一起的該基片1與該蓋片2共同構建成了含有管道結構的微流控芯片，該管道的結構位置位于該基片1與該蓋片2相互貼合的交界區域，該管道的兩端分別與該微流控芯片的進樣端5以及終端6連接，該進樣端5是該微流控芯片試樣溶液的注入端，該終端6是該微流控芯片實際進樣測試時其芯片內試樣溶液流動的終端，該終端6與該進樣端5相互遠離，該終端6與該進樣端5之間的距離介于3厘米與10厘米之間，在該管道內不同位置上依序裝設有工作電極以及對電極以及參比電極，所述工作電極由導電性電極以及貼附在該導電性電極上的包埋了霍亂特異性抗體的金膠敏感膜構成，該管道的構造呈并聯構造，所述呈并聯構造的管道由四條分支管道并聯構成，所述工作電極的數量是四個，該四個工作電極的裝設位置分別位于所述四條分支管道內，以及，該四個工作電極其表層金膠敏感膜結構中的特異性抗體分別是對霍亂抗原能特異性結合的四種霍亂抗體物質，該四種抗體物質分別是霍亂TP0821抗體以及霍亂TP0319抗體以及霍亂TP0624抗體以及霍亂O139菌體蛋白抗體，所述工作電極其材質是黃金材質或熱分解導電高分子材質，所述工作電極其形貌呈現片狀或絲狀，重點是，該基片1其材質是聚二甲基硅氧烷材質，該基片1其表面是原生形態的表面，該原生形態的表面其意思指的是沒有經過任何表面化學修飾或任何表面化學改性的該材質的原生形態的表面，該裝置的結構還包括微型超聲波換能器4，以及，高頻振蕩電訊號傳輸電纜3，該高頻振蕩電訊號傳輸電纜3的一端與該微型超聲波換能器4連接在一起，該微型超聲波換能器4貼附地裝設在該微流控芯片的蓋片2或基片1的鄰近所述終端6的位置；該微型超聲波換能器4其主要功能是在微流控芯片實際進樣測試時，利用其所發射的超聲波來降低試樣溶液與該微流控芯片其內部通道的內壁之間的界面張力，使其能夠相容，并且，利用所述進樣端5以及所述終端6與該微型超聲波換能器4裝設位置之間的距離差異以及其所感受到的超聲波強度上的差異，誘導形成所述進樣端5其界面張力與所述終端6其界面張力之間的差異，該微流控芯片該兩端5、6之間的界面張力差異會在該微流控芯片的該兩端5、6之間形成壓力差異，該壓力差異會驅動試樣溶液向所述終端6方向流動；該微型超聲波換能器4其功能還包括以其所發射的超聲波遏止試樣中所含有的生物大分子其在該微流 控芯片其內部通道內表面上的吸附，進而遏止該聚二甲基硅氧烷材質的基片1其體相對該生物大分子的吞沒作用；柔軟并具彈性的該聚二甲基硅氧烷材質的基片1其功能包括以其對超聲波強烈吸收的性質，對超聲波進行強烈吸收，并藉此在該微流控芯片該終端6到該進樣端5之間的有限的短距離之內實現超聲波強度的快速遞減；以及，微泵7，該微泵7與該進樣端5連接；該微泵7的功能是，在該試樣溶液與該微流控芯片其內部通道的內壁之間的界面張力受該超聲波作用而降低、相間相容性增加的前提條件下，以該微泵7的機械性泵送力量來與該超聲波誘導的所述兩端5、6之間的界面張力差異其所帶來的驅動力量互相支持、互相調適、互相耦合，以協同運作的方式匯聚成一股驅動試樣液流向所述終端6方向流動的力量。
圖例中的箭頭符號標示該微流控芯片其在實際運行時，受兩端5、6壓力差驅動，其試樣液流的流動方向。
圖1沒有繪出所述高頻振蕩電訊號發生器等附屬件。
所涉微型超聲波換能器4市場有售；也可以向超聲波換能器廠家定制。
所涉高頻振蕩電訊號傳輸電纜3市場有售；也可以向超聲波換能器廠家定制。
所涉高頻振蕩電訊號發生器市場有接近需要的產品可購；也可以向相關廠家定制。
圖例所涉微泵7可以向專業廠家定制。
本案所涉該微流控芯片其內部通道是疏水的毛細管形態的管道。
所述微泵既可以是外置形式的微泵；該微泵也可以是做進或曰嵌入該微流控芯片內部其進樣端結構位置或該進樣端近鄰結構位置的內置形式的微泵。圖例中的微泵是外置形式的微泵；該微泵當然也可以是做進或曰嵌入該微流控芯片結構內部進樣端或其近鄰結構位置的所述內置形式的微泵，其基本結構要素與外置形式的微泵相同。
本例結構中的各工作電極以及對電極以及參比電極可以分別經由各自專用的電纜或曰串線分別與作為附件的多道電化學工作站的對應電纜接口或曰串線接口聯接。