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本申请要求享有2017年8月24日提交的美国临时专利申请第62/549,467号的优先权，该申请通过引用并入本文。
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本公开一般涉及用于检测微流体通道内流体特性的传感器，更具体地涉及包含微波谐振器的传感器。
背景
微流控技术已被广泛用于生物医学研究和分析化学的微尺度流体流动的有效操纵。微流控网络中的流量控制在某些应用中至关重要，例如细胞分选、细胞收集、流动混合、细胞粘附和培养、液滴操作和流动驱动。此外，可能需要精确定量流速以确定浓度，例如细胞的浓度，以及中空微球、液滴、脂质体和壳聚糖微纤维等的产生。流速的轻微变化可能会导致产品的尺寸变化。为了在微尺度上精确处理流体，需要实时检测微流体环境中的流速。此外，还需要改进微流体环境中的生物和化学传感技术。
最近，微波平面谐振器器件在传感应用中取得了可喜的成果。它们基于电场与传感器近探测材料的相互作用来工作。材料的介电特性（介电常数和电导率）会影响电场，从而影响谐振器的电性能，例如谐振幅度、谐振频率和品质因数。微波谐振器的平面结构、简单的制造工艺和坚固性使其对各种不同的应用具有吸引力，例如油砂中的液体监测、用于环境监测的气体传感以及纳米材料和纳米结构的研究。这些基于微波和阻抗的测量系统还测量了通道和管道内的流速，但它们使用了相对于支撑流体传输的液滴或颗粒形式的流动不连续性。这种不连续性的利用对于生物反应器和OOC具有挑战性，因为它们对培养细胞产生有害影响。综上所述，现有的片上集成流量传感器不适用于小型化生物反应器和OOC。开发与复杂微流控生物反应器兼容的流量传感器，以及长期实时监测流量，在系统级集成和全自动化方面限制最小，仍存在挑战。
需要改进用于微流体应用的传感器和传感方法。
以上信息仅作为背景信息提供，以帮助理解本公开内容。对于上述任何一项是否适用于本公开的现有技术，没有作出任何断言或承认。
总结
根据一个方面，本公开针对一种用于传感流体的装置，包括定义用于接收流体的微流控通道的微流控芯片，该通道包括腔室，所述芯片具有设置在腔室处的可变形膜并定义通道的一部分，其中，可变形膜在响应于膜与流体相互作用的载荷时向外变形， 以及微波谐振器，用于在可变形膜上产生电磁场，谐振器与微流控芯片隔开并面向可变形膜，从而在谐振器和膜之间定义间隙以适应膜的向外变形。
在实施例中，可变形膜在响应于膜与流体相互作用产生的压力或剪切应力时向外可变形。
在实施例中，可变形膜在通道内响应流体的压力而向外可变形。
在实施例中，该装置还包括一个分析仪，该分析仪被布置成在产生电磁场的情况下测量微波谐振器的电参数，其中测量的电参数相对于由负载引起的可变形膜的变形量而变化。
在实施例中，分析仪还被布置成基于测量的电参数确定微流体通道内流体的物理特性。
在实施例中，物理特性是流体在通道内的流速。
在实施例中，物理特性是通道内流体的化学或生物特性。
在实施例中，所述电气参数为谐振器的谐振频率。
在实施例中，微流控芯片包括连接到薄膜层的第一层，其中微流控通道定义在第一层和薄膜层之间，并且其中薄膜层形成可变形膜。
在实施方案中，可变形膜主要由聚二甲基硅氧烷（PDMS）组成。
在实施例中，可变形膜的宽度在1mm至10mm的范围内。
在实施例中，可变形膜的厚度在10μm至150μm的范围内。
在实施例中，所述可变形膜的宽度与所述可变形膜的厚度之比在30：1至60：1的范围内。
在实施例中，在非变形状态下，谐振器与可变形膜之间的间隙在200μm至500μm的范围内。
在实施例中，该装置还包括设置在微流控通道附近并远离可变形膜的第二微波谐振器，以及设置用于在存在产生的电磁场的情况下测量微波谐振器的电参数的分析仪，其中被测电参数相对于由负载引起的可变形膜的变形量而变化， 分析仪还布置成使用第二谐振器测量通道内流体的介电常数。
在实施例中，分析仪被布置成基于测量的电参数和测量的介电常数来确定微流体通道内流体的流速。
在实施例中，可变形膜在外可变形而不阻塞通道。
在实施例中，微波谐振器被保持在相对于微流控芯片的位置，而不键合。
根据一个方面，本公开是针对一种传感流体的方法，该方法包括在微流控芯片的微流控通道中提供流体，该通道包括腔室，所述芯片具有设置在腔室处的可变形膜并定义通道的一部分，其中，可变形膜在响应于膜与流体相互作用的载荷时向外变形， 使用微波谐振器在可变形膜上产生微波频率电磁场，谐振器与微流控芯片隔开并面向可变形膜，从而定义谐振器和膜之间的间隙以适应膜的向外变形，并在产生的电磁场存在下测量微波谐振器的电参数， 其中，测得的电学参数随载荷引起的可变形膜的变形量而变化。
在实施例中，可变形膜在响应于膜与流体相互作用产生的压力或剪切应力时向外可变形。
在实施例中，可变形膜在通道内响应流体的压力而向外可变形。
在实施例中，该方法还包括基于测量的电参数确定微流体通道内流体的物理特性。
在实施例中，物理特性是流体在通道内的流速。
在实施例中，物理特性是通道内流体的化学或生物特性。
在实施例中，所述电气参数为谐振器的谐振频率。
在实施例中，微流控芯片包括连接到薄膜层的第一层，其中微流控通道定义在第一层和薄膜层之间，并且其中薄膜层形成可变形膜。
在实施方案中，可变形膜主要由聚二甲基硅氧烷（PDMS）组成。
在实施例中，可变形膜的宽度在1mm至10mm的范围内。
在实施例中，可变形膜的厚度在10μm至150μm的范围内。
在实施例中，所述可变形膜的宽度与所述可变形膜的厚度之比在301至601的范围内。
在实施例中，在非变形状态下，谐振器与可变形膜之间的间隙在200μm至500μm的范围内。
在实施例中，该方法还包括设置在微流控通道附近并远离可变形膜的第二微波谐振器，并使用第二谐振器测量通道内流体的介电常数，并使用测量的介电常数和测量的电参数来确定流体的物理特性。
在实施例中，流体的参数是流体在微流体通道内的流速。
在实施例中，可变形膜在外可变形而不阻塞通道。
在实施例中，微波谐振器被保持在相对于微流控芯片的位置，而不键合。
根据一个方面，本公开内容涉及一种用于传感流体的装置，包括定义用于接收流体的微流控通道的微流控芯片、具有定义通道部分的薄层的芯片、厚度在10 um至100 um范围内的薄层，以及设置用于在薄层处产生电磁场的微波谐振器， 谐振器设置在薄层附近。
在实施例中，谐振器设置在距薄层不超过50um的地方。
在实施例中，谐振器设置在与薄层的物理接触中。
在实施例中，该装置还包括一种分析仪，该分析仪被布置成在存在产生的电磁场和通道内的流体的情况下测量微波谐振器的电参数。
在实施例中，微波谐振器被保持在相对于微流控芯片的位置，而不键合。
根据本公开，上述摘要提供了一些方面和特征，但无意加以限制。本公开的其它方面和特征对于本领域普通技术人员来说，在结合附图对具体实施方式的以下描述进行审查后将变得显而易见。因此，附图和详细描述应被视为说明性，而不是限制性的。
附图简述
现在仅通过示例，参照所附附图对本公开的实施例进行描述。
无花果。图1是根据本公开的传感装置的实施例。
无花果。图2是传感装置的横截面图，类似于图2所示。1.
无花果。图3是微流控芯片的分解图。
无花果。4为传感系统。
无花果。图5是传感装置的横截面图。
无花果。图6是示出检测流体的方法的至少一些步骤的过程流程图。
无花果。图7是实验中使用的流量传感器的照片。
无花果。图8是表示通道内压力分布和膜层变形的图。
无花果。图9是膜变形响应不同流速的数值模拟图。
无花果。图10是在高频结构仿真中实现的传感器的表示。
无花果。图11是谐振频率下谐振器前方敏感区域电场分布模拟的侧视图表示。
无花果。图12是模拟谐振器上方电场分布的透视图表示。
无花果。图13和14分别显示了含水量和乙醇含量的膜不同偏转值的共振曲线。
无花果。图15和16分别显示了集成到微波谐振器传感器的较大膜和较小膜对流速随时间变化的行为。
无花果。图17和18分别是较大和较小膜集成微波谐振器中谐振幅随不同流速变化的图形。
无花果。图19和图20分别是流量传感器中谐振器的谐振幅度与时间的关系图，以及谐振频率与时间的关系图。
无花果。图21和22分别显示了与拟合曲线相关的谐振幅度和谐振频率与流速的关系图。
无花果。图23和24分别显示了谐振幅度变化和谐振频率变化相对于流速变化的瞬态响应。
无花果。25是具有两个微波谐振器传感器的传感装置，用于提供差分测量。
无花果。26是一种具有更高灵敏度的微波传感器，在微流控芯片中包含一个非常薄的、基本上刚性的层。
无花果。图27是传感装置的横截面图，类似于图27。26.
无花果。图28是示出示例实施例中谐振器传感器的频移与薄膜厚度的关系的图。
无花果。29 是一种传感装置，用于使用 5 个刚性层传感器同时表征 5 种不同的流体流动。
无花果。30是一个微流体系统，具有谐振器传感器，用于将颗粒从介质中分离并引导它们通过特定通道。
无花果。31是一种传感装置，包括具有悬臂的微流控传感器，该悬臂具有埋入式微流控。
无花果。图32是该装置的横截面图。31.
无花果。图33是可用于实现实施例的一个或多个方面或组件的示例计算机化系统的框图。
详细说明
本公开通常涉及用于检测微流体通道内流体特性的传感器，更具体地说，涉及包含微波谐振器的传感器。
在某一方面，公开内容针对用于检测或测量微流体环境中流体流速的传感器。在实施例中，传感器可用于测量流体的物理特性，例如化学成分、生物成分、浓度、存在一类分子、生物细胞或某些其他物质等。微流控芯片由一层薄的可变形膜组成，该膜将微流控通道与微波传感器分开。由于流体压力和/或流体成分与通道内膜表面的相互作用，可变形膜相对于芯片是可变形的，以响应膜上的应力。由于流体压力而施加在膜上的应力，有时在此称为法向应力，与通道中流体的流速成正比。膜的变形量随着膜应力的增加而增加，会改变传感器附近区域的介电常数。介电常数的变化会导致传感器的电气参数（例如共振频率）发生变化，从而允许测量或计算物理特性，例如通道内流体的流速或其他一些特性。
在一些实施方式中，传感器不接触流体或侵入微流体通道。
在另一方面，公开针对具有更高灵敏度的微波传感器，这至少可以通过通过使用微流控芯片中的非常薄的层将传感器定位在非常靠近微流控通道的位置来实现。薄层将微流体通道与微波传感器隔开。将传感器放置在非常靠近通道内的流体的位置，可实现高分辨率传感。
无花果。图1是根据本公开的传感装置10的实施例。传感装置10通常包括微流控装置或芯片100和传感器装置200。微流控芯片100通常包括与材料104的薄膜层连接的材料102的初级层。初级层102定义了用于接收流体的微流体通道108。通道108包括空腔或腔室110，其为通道108的加宽部分。在该实施例中，腔室110具有圆形，并且呈圆柱体形式。通道108和腔室110可以在初级层102的一侧蚀刻或以其他方式形成，并且当薄膜层104与初级层102连接时，通道108和腔室110的开口侧可以被薄膜层104密封，如图所示。3.在图3中。如图1所示，通道108和腔室110形成面向传感器设备200的初级层102的一侧。在图中。如图1所示，这如初级层102的底侧所示，其与薄膜层104相连。
薄膜层104在腔室110区域起着可变形膜106的作用，使得薄膜层104响应于膜的机械载荷而变形，包括由于流体压力而响应于法向力的变形或偏转;或由于流体运动而产生的壁面剪切应力产生的切向力;或由于流体成分与膜表面的化学或生物相互作用而产生的法向力或切向力。例如，剪应力和表面应力可能是不同类型的应力或载荷。即使流体分子扩散到膜中，膜内部也可能产生表面应力。然而，剪切应力只能施加在膜的顶面。薄膜层104可以响应于这些不同类型的应力或载荷中的任何一种而变形，无论是法向应力、剪切应力和/或表面应力。例如，当通道108和腔室110内存在正流体压力时，可变形膜106被配置为向外变形，这意味着远离腔室110和芯片100。膜106的向外变形如图所示。如图2所示，这是传感装置10的横截面图。在另一种示例中，流体或流体的组分与膜表面的相互作用，例如化学或生物结合，产生法向或切向力，导致膜的变形或偏转。在另一个替代示例中，流体或流体的组分引起膜特性（如孔隙率）的变化，再次导致膜的变形或偏转。
在本实施例中，传感器10在没有任何通道108阻塞的情况下工作，这意味着传感器10没有任何位于通道108内的组件。在其他传感器中，通道内的组件通常会影响通道内的流体流动，从而影响流体特性（如流速）或某些流体成分（如吸附在膜表面的分子和颗粒）的测量。例如，微型悬臂传感器将流体噪声引入循环网络。此外，本实施例不使用或要求在流体中加入诸如颗粒或液滴的不连续相来测量流速。可变形膜在其空载状态下可以具有平面形状，或者在其空载状态下可以包括凸面或凹面。
因此，在一些实施方案中，可变形膜被简单地设计为微流控网络设计的一部分。
在目前的传感器10中，变形量通常与施加在膜上的载荷量成正比，这意味着变形随着载荷（例如压力）的增加而增加。由特定量的流体压力引起的变形量或速率根据特定实施例的规格而变化。诸如腔室110的尺寸或宽度、可变形膜106的厚度以及可变形膜106的材料等因素通常影响变形的量或速率。例如，较宽的膜、较薄的膜和较软的膜（例如由较软或更有弹性的材料制成）通常更容易变形，这意味着响应较小的负载，例如较低的压力。
芯片包括一对与通道108流体通信的入口/出口112，使得在腔室110的每一侧都设置有一个端口112。端口112可以连接到管114，如图所示。如图4所示，用于提供流体流过芯片100。
再次参考图。如图1所示，传感装置10的传感器装置200包括微波谐振器204，该谐振器设置在可变形膜106和腔室110的区域产生电磁场。在该实施例中，谐振器204是具有开谐振器环路部分206的平面微带环形谐振器。
谐振器204可以设置在基板202上。进出谐振器204的输入和输出信号可以分别通过两条微带馈线208和210，以及线路208、210和开环206之间的电容耦合耦合到谐振器204。馈线208可以是设备的第一端口（例如端口1），而线路210可以是第二端口（例如端口2）。可以将信号施加到线路208、210中的至少一条，以使谐振器204在谐振频率下工作。此外，输出信号可以在馈线208、210处获得并传输到其他地方，并可能进行分析或处理。所施加信号和输出信号中的一个或两个可以由任何合适的计算设备20产生或接收，例如频谱分析仪或网络分析仪，如图所示。4.传感器10和计算设备20可以构成传感系统400的一部分。回到图。如图1所示，位于谐振器环路206与馈线208、210之间的区域分别是耦合间隙212和214。谐振器环路206还包括狭缝或间隙216。对于这个特定的谐振器204，谐振器的敏感区域正好在间隙216附近。
微带环形谐振器结构在本实施例中用于微波传感器，因为它的平面配置并且因为它在其间隙216处产生单个敏感区域。
参见图。如图2所示，谐振器204与微流控芯片100隔开并面向可变形膜106，从而在谐振器204和膜106之间定义一个间隙120，以容纳膜106的向外变形。在该实施例中，间隙为400 um，但在其它实施方式中，它可以是任何其他合适的尺寸，例如380 um、390 um、410 um、420 um，或高于、介于或低于这些值的任何其他合适值。在一些实施方案中，间隙在200um至500um的范围内。薄膜层104可以充当电子谐振器204和流体之间的绝缘体层，以避免电流接触。绝缘体层还可以防止与双电层电容相关的问题，同时防止电极退化，并有利于测量的可重复性和传感器寿命。一个或多个垫片220可用于提供可变形膜106与薄膜层104以及谐振器204之间的分离。垫片220可以起到绝缘体的作用，并且可以将芯片100保持在相对于传感器设备200的位置。此外，垫片220可以防止由于与谐振器204或基板202接触而污染薄膜层104。微波谐振器204保持在相对于微流控芯片100的位置，具有可释放的连接，例如不粘合。这允许第一微流控芯片很容易地从谐振器204上移除并用第二微流控芯片替换。这使得谐振器可以与多个不同的微流控芯片一起使用。例如，用过的微流控芯片可能会被移除和丢弃，并用新芯片替换。可以通过任何合适的方式实现可释放的连接。在实施例中，可以是围绕芯片100和传感器设备200之间的接触边缘的薄层垫片。在实施例中，芯片100和传感器设备200之间可以使用诸如螺栓或螺钉的紧固件对齐。在实施例中，芯片100可以放置在像油一样的滑动液体上。液体可以放置在芯片100和传感器设备200之间的接触边缘周围的凹槽上。这样，芯片100的位置可以很容易地调整、对齐和重新定位在传感器设备200上。然而，在其他实施例中，谐振器204或基板202可以固定地连接到芯片100，例如通过粘接或用粘合剂连接。
如前所述，传感装置10可用于感测、检测或测量微流体通道中的流体的物理特性，例如流速、浓度、化学成分等。传感可以以非接触式和非侵入式方式进行，这意味着传感器不需要与流体进行任何接触。传感可以实时完成。由流经微流体通道108的流体相互作用引起的载荷流过可变形膜106，使膜106变形。膜106的变形改变了微波谐振器204敏感区上的介电常数和电导率，并且能够高分辨率检测或测量流体的物理特性，例如流体的某些成分的流速或浓度，使用非接触式微波电磁场选择性地与微流体通道108中的膜相互作用。传感器10位于微流控通道108的底部，这意味着刚好相邻并面向可变形膜106，如图所示。如图2所示，其中通道108内可变形膜106表面的流速为零，因此其变形与可变形膜106上的抛物线非线性流动剖面无关。
根据谐振器204附近的电磁场分布，可变形膜106的任何变形（例如膨胀）都会改变谐振器204所经历的有效介电常数，并因此改变谐振器204的电气参数，例如有效电容、谐振频率和谐振幅度。谐振器204的电参数的改变可用于确定通道108中流体的流速或测量粘附在膜108表面的某些流体组合物的浓度。
在一些实施例中，用于将测量的电参数（例如谐振频率或谐振幅度）映射到流动参数的数据可以预先确定并存储在某处，例如在计算设备20中。例如，微流控通道108中的有效介电常数变化可以追踪为微波谐振器204的频移。给定的数据集通常用于具有特定规格的传感器，例如微流控通道的尺寸、可变形膜的尺寸、可变形膜的厚度和材料等，因为这些参数通常会影响电气参数与流动参数的映射（流速或目标流体成分的浓度）。此外，给定的数据集通常用于特定类型的流体，或者流体具有相同的介电常数，因为流体的介电常数通常也会影响电参数到流动参数的映射。在一些实施例中，该数据可以以预加载的校准曲线的形式出现。
由于可变形膜106与流经通道108、106的流体相互作用而施加在可变形膜106上的载荷减少，导致膜106向内运动，即缩回其等容弛豫。
在本实施例中，芯片100的初级层102和薄膜层104由聚二甲基硅氧烷（PDMS）形成，并通过两层102、104的等离子体键合而成。在一些实施方案中，一层或两层102、104基本上可以由PDMS组成，这意味着至少50%的PDMS。在其他实施方案中，层102、104中的一层或两层可以由包括生物相容性聚合物在内的任何其他合适的材料制成或包含。
在该实施例中，PDMS材料因其与生物医学应用相关的独特特性而被选为微流控系统，包括生物相容性、透气性、变形性和化学惰性功能。此外，PDMS可以很容易地附着在玻璃和其他PDMS层上，以制造多层复杂的微流控器件。它也是一种用户友好的材料，因为它适用于使用复制成型和软光刻技术创建任何类型的几何形状和厚度。PDMS也是一种低损耗的微波透明产品。本传感器10采用混合低成本技术制造，该技术结合了PDMS软光刻和印刷电路板（PCB）制造工艺。在流动条件下，膜挠度的永久挠度与PDMS膜的低刚度相结合，使得高性能流体传感器具有低功耗和流体参数的非接触式检测能力。无需额外的光学或电子元件片上集成，从而简化了小型化、集成和操作。
此外，腔室110处的可变形膜106的尺寸由腔室110的尺寸决定。可变形膜106的尺寸可以是任何合适的尺寸，例如1 mm、1.5 mm、2 mm、2.5 mm、3 mm、10 mm，或高于、介于或低于这些值的任何其他合适值。形成可变形膜106的薄膜层104的厚度可以是任何合适的值，例如90um、100um、110um、10um至200um范围内、100um至150um范围内，或高于、介于或低于这些值的任何其他合适值。薄膜层104的尺寸和/或厚度可以基于特定的测试要求来选择，例如流速范围、流体类型、应用类型等。在一些实施方案中，薄膜层104可以做得更坚硬，用于更高的流体压力应用，以便需要更高的压力来实现相同量的变形。在实施例中，薄膜层104可以涂覆更硬的材料，例如聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA），以便能够检测用于高压液体和气体检测的更高流速。在另一实施方案中，薄膜层104可以做得更厚以增加其刚度。在一些实施方案中，可变形膜的宽度与可变形膜的厚度之比可以在30：1至60：1的范围内，或任何其他合适的范围或值。
用于测量流速的微通道108的宽度可以与可变形膜106的直径或宽度无关。这可以实现高度的灵活性，将传感器与各种通道尺寸集成在一起，并为测量微流体网络中多个测量点的流速开辟一条途径，适用于估计通道中的压力。通道108的示例尺寸为500μm×40μm×2 mm（宽×高×长），但可以理解的是，通道108可能具有任何其他合适的尺寸。
层102、104可以通过在模具上模压PDMS材料来制造。
层102，其定义了微流控通道108的设计，可以浇铸在模具上并在烘箱中烘烤。固化后，将第102层从模具上剥离。形成可变形膜106的薄膜层104可以通过在硅烷化载玻片上旋转PDMS前驱体来制备并固化。旋转旋转速度可以调节以达到所需的薄膜层104的厚度。用于初级层102的端口112可以打孔以打孔，用于将芯片100连接到金属连接器和管道密封件。然后，层102、104可以不可逆地对齐并与等离子体处理（例如等离子蚀刻PE25）结合以形成芯片100。然后可以在烘箱中加热芯片100以加强粘合。
谐振器204在其半波长谐振模式下工作，并如前所述电容耦合到馈线208、210端口。给出图204实施例中谐振器的尺寸感。如图1所示，谐振器回路206与馈电线208、210的导电线路宽度为1.5 mm，谐振器回路206为29 mm，耦合间隙212、214为0.3 mm。谐振器204在4 GHz的谐振频率下工作，质量因数为200，其附近没有PDMS层。当然，在其他实施例中，谐振器204可以具有任何其他合适的尺寸和/或工作在任何其他合适的谐振频率下。
可以理解的是，图的实施例。图1-3只是一个示例实施例。在其他实施例中，微流控芯片100或传感装置10的谐振器装置200可以被配置成不同的结构或以不同的方式操作。例如，腔室110可以具有圆形或圆柱形以外的形状。此外，在其他实施方案中，芯片100可以不包括腔室，而是可以被配置成使得通道108足够宽，以使可变形膜106响应于与通道108中的流体的相互作用而变形。在一些实施例中，谐振器204可以是平面微带环形谐振器以外的谐振器，包括但不限于曲流型、环形、线型和三角型谐振器，或以单个谐振器或多谐振器的形式组合它们。此外，在一些实施方案中，形成可变形膜106的薄膜层104可能不一定具有与初级层102相同的近似长度和宽度，如图所示。1 和 3.例如，薄膜层104可以小于初级层102。当然，传感装置10可以与图10的实施例不同。1-3 以上述方式以外的方式。
无花果。图5是根据本公开的具有微流控芯片500和传感装置550的传感装置50的横截面图。在图中。如图5所示，微流控通道508中的流体流要么进入页面，要么流出页面，这与图中的视图不同。2 图中流体从左向右流动（反之亦然）。无花果。图5示出了被测材料580在薄膜层的内表面或膜504上的扩散或聚集。被测材料通常是通道508中的流体或流体中的材料。波浪线表示谐振器554的微波电磁场。谐振器554被配置成用于在通道508处感测薄膜层504的特性变化。
无花果。如图6所示，该工艺流程图至少表示了根据本公开的传感流体的示例方法的一些步骤或操作。该过程从块600开始，其中流体在微流控芯片的微流控通道中提供，其中通道包括一个腔室。芯片具有设置在腔室和通道定义部分的可变形膜，其中可变形膜响应于通道内流体的压力而向外变形。
该过程继续进行到块602，其中使用微波谐振器在可变形膜上产生微波频率电磁场。谐振器与微流控芯片隔开并面向可变形膜，从而在谐振器和膜之间定义间隙以适应膜的向外变形。
该过程继续进行到块604，其中微波谐振器的电参数是在产生的电磁场存在的情况下测量的。测得的电学参数随与流体相互作用引起的可变形膜的变形量而变化。
在可选步骤中，该过程进入块606，其中微流体通道内流体的流速基于测量的电参数确定。
然后，该过程结束。
例
以下是对根据本公开的用于流体传感的微波传感器的非限制性示例及其操作的描述。
无花果。图7示出了示例传感器70，其类似于参考图所示和描述的传感器。以上1-3。在实验中，测试了两个厚度为100 pm的圆形膜，直径尺寸分别为3 mm（“较大”膜）和1.5 mm（“较小”膜）。
流量传感器70在0.5-300μl/min的检测范围内，以1μl/min的分辨率检测流速，检测限为0.5μl/min。该传感器的高性能源于集成的薄圆形膜对流体流动引起的压力变化的高灵敏度;微波平台的具体设计;以及连接电极和流体的薄膜的存在。与其他芯片实验室兼容流量传感器相比，该流量传感器具有以下优点：（a）提供非接触式集成模式，以合理的线性响应测量各种流量，以及（b）高灵敏度和非侵入性性能，这对OOC非常有益。该流量传感器展示了其长期性能，可以稳定地监测细胞培养基的流速，并与细胞培养箱的环境兼容。仿真结果证实，流速在微生物反应器中具有非侵入性功能，使其成为OOC平台的无害流量传感器。虽然该实验侧重于特定于 OOC 的流量传感，但对乙醇和水等流体的复杂介电常数的准确和高速测量也被证明表明其在生物医学和能源领域的广泛应用，并有可能在线组装到任何类型的微流体。
在传感器中，液体流经微通道流过薄的圆形膜会使膜变形并改变传感器上方介质的有效介电常数。
在本文测试的 1-300 μl/min 的流动范围内，雷诺数保持在 0.1 以下，因此层流条件对于流动模拟目的仍然有效。基于Navier-Stokes和连续性方程的模拟以及在恒定压力下施加在膜上的力，图中表示了厚度为100 pm的直径为3 mm的膜的变形。8. 图。图8显示了在100μl/min的流速下通道内的压力分布和较大膜（直径3 mm）的变形。100 μl/min 的流速在膜上产生 6 KPa 的流压，导致最大挠度为 260 pm。图中的各种箭头。图8旨在提供从比例到图纸的一般映射。
无花果。图9显示了膜变形（直径：3 mm，厚度：100 μm）在10-300 μl/min范围内响应不同流速的数值模拟。在非变形状态下，电极表面和圆形膜之间设计了400 μm的小间隙，变形膜在0-300 μl/min的流速范围内自由鼓起（变形），其中挠度保持在400 μm以下。同样，在100μl/min的流速下，较大膜的变形如图所示。8.对于流速在330μl/min以上，较大膜中心的最小挠度为400μm时，膜受到膜与电极表面物理接触产生的向上力。
薄膜的偏转改变了谐振器所经历的有效介电常数，从而改变了谐振器的有效电容和传感器的电气参数，例如谐振频率和谐振幅度。由于微波平面谐振器的工作基于介质在微波传感器敏感区域上的介电特性，因此微流控通道内的液体类型会影响谐振器的频率响应。
无花果。10-14通常与谐振器电场的变化与圆形薄膜的变形有关。采用高频结构仿真（HFSS）对电场进行仿真，以证明电场沿垂直于谐振器器件表面的轴线的场变化。无花果。图10显示了在HFSS中实现的微流控微波传感器。无花果。图11显示了谐振器在谐振频率下敏感区域的电场分布。图中绘制的各种线条。图11旨在提供从比例尺到绘图的一般映射。根据结果，在距谐振器传感器3 mm处，电场比其在谐振器表面上的值小10倍，如图所示。12.再次，在图上绘制的各种线条。图12旨在提供从比例到图纸的一般映射。因此，流量传感器可以在微通道内无创地测量流量。HFSS仿真证实，该传感器可以在微生物反应器内无创测量流速，使其成为OOC平台的无害流量传感器。
还对两种不同的液体进行了模拟，即水作为基材和乙醇作为任意液体，其中水（c=79，tan δ=0.02）如图所示。如图13所示，乙醇（c=16，tan δ=0.02）。14个，被引入微通道。无花果。图13和14分别显示了膜不同偏转值与含水量和乙醇含量的共振曲线（S21）。HFSS模拟还表明，随着变形的增加，两种液体的变化都显示出减小的线性行为，如图插图所示。13 和 14.正如预期的那样，随着变形的增加，有效介电常数增加，因此谐振器的谐振频率降低。
从多个方面检查了流量传感器的性能，例如感应范围、精度、对流量波动的响应、泄漏、可重复性和培养箱内的长期检测，适用于进一步集成到基于微流体的生物反应器中。对膜施加压力会导致其向外变形。膜上的压力释放导致其等容弛豫的向内运动，这由传感器的电信号证明，如图所示。15-18.无花果。图15显示了集成到微波谐振器传感器的较大膜（直径3 mm）响应流速与时间的关系的行为。谐振幅度用线 1502 表示，流速用线 1504 表示。无花果。图16显示了集成到微波谐振器传感器的较小膜（直径1.5 mm）响应流速与时间的关系，其中谐振幅由线1602表示，流速由线1604表示。无花果。图17显示了在较大的膜集成微波谐振器（直径3 mm）中，谐振幅度随不同流速的变化。无花果。图18显示了较小的膜集成微波谐振器（直径1.5 mm）中谐振幅值相对于不同流速的变化。
在0-250 μl/min的流速范围内测试了两个厚度为100 μm，直径尺寸分别为3 mm和1.5 mm的圆形膜。然而，膜的尺寸可以根据流速范围进行定制，以实现高水平的精度和准确性。如图所示。15，在低于12μl/min的流速范围内，对于较大的膜（直径3 mm），测得的谐振幅是分散的，不可靠和可重复，而对于高于12 μl/min的流速，观察到非常可重复和稳定的结果。瞬态测量重复5次，结果与相关误差线如图所示。17. 低流速下的不稳定性可能来自膜的高纵横比（直径：厚度为60：1），因为较小的膜（直径为1.5毫米）没有检测到这种不稳定性。较小的膜在低于50μl/min的流速下表现出可靠的性能，具有清晰可辨的结果，如图所示。16 和 18.微波传感器在所需流量范围内对两个膜进行实时和线性响应。
无花果。图19-22显示了具有较大膜（直径3 mm）的流量传感器在复位条件下对不同流速的响应，这意味着流体流动停止，通道中的压力恢复到环境压力。具体地，图。图19显示了谐振幅度变化相对于流速变化的瞬态响应。无花果。图20显示了谐振频率变化相对于流速变化的瞬态响应。无花果。图21显示了与拟合曲线相关的谐振幅度与流速的关系。无花果。图22显示了与拟合曲线相关的谐振频率与流速的关系。
传感器的谐振幅度和频率都显示了在流动过程中与零流量条件的变化。如图所示。如图19和20所示，对于直径为3 mm的膜，结果是可重复的、坚固的和可靠的。将流量范围设置为 1 至 300 μl/min。使用曲线拟合每个流速的一阶指数方程，提取传感器谐振幅度和谐振频率响应的建立时间常数。在弛豫期间（流量为零），时间常数为 3+/−0.2 min。当流量设置为恒定值时，传感器响应的时间常数与流量相关，这是流量递增的函数。
在流量实验下，传感器可检测到最大流量为300 μl/min，最小流量为0.5 μl/min。传感器的灵敏度定义为流量变化的频移，确定为 169 kHz/（μl/min）。该传感器展示了检测突然流量变化和监测流体网络内流量的能力。在优先于驱动时间的情况下，可以通过改变膜的物理特性来进一步提高传感器的响应时间。在5 μl/min的流速下，以20 s/20 s（开/关）的方式对传感器进行100次重现性测试表明，该流量传感器可以准确可靠地测量变化小于5%的流量。在传感器的长期性能期间，膜的变形不会产生任何气泡，这表明其对通道内流体的正常流动具有无中断性能。此外，在独立站立状态下（在没有谐振器的情况下）的膜在流压下承受约1.2毫米的变形，然后才会发生任何膜破裂或入口泄漏。这表明，100 μm 的膜厚度是传感器在 1-300 μl/min 流速内有效性能的可靠厚度。
实验结果表明，较大膜（直径3 mm）的流量传感器在1-150 μl/min的流速范围内线性工作，而较小膜的线性范围响应在1-100 μl/min范围内。PDMS材料在大变形和传感位点上方介电常数不均匀变化下的非线性响应可能有助于谐振器信号在流速高于150 μl/min时的非线性响应。此外，还进行了拾取和放置测试，以评估对微流控对谐振器对准的灵敏度。结果表明，只要微通道宽度小于两个电极之间的间隙，拾取和放置测试的错误率就低于2%。
值得一提的是，响应延迟可能是由于从注射器部位到局部传感点的流体网络的流体阻尼系数以及检测系统（包括膜和电子系统）的阻尼特性。虽然本实验中的膜变形用于流量传感，但对沿通道的几个圆形膜的设计和合并进行了一些修改，这种基于膜的流量传感器可用于微通道内流体的压力和粘度的非接触式和非侵入式测量。由铁浓度、极化电荷和双层厚度引起的介质介电常数可能会影响测得的微波分布和流量传感器的参数。
还检查了流量传感器在细胞培养箱中的长期性能。将流量传感器放置在细胞培养箱（Thermo Fisher™）内，以检查其稳定性，以便在37°C，5%CO下长期监测微生物反应器中的流速2环境和100%相对湿度，连续监测流量15小时。结果表明：信号稳定，误差为2%。检测几分钟时的小信号漂移可能是由于湿度波动对传感器性能的影响。初始流速设置为 10 μl/min 100 分钟，然后更改为 50 μl/min 100 分钟。为了证明测量结果的可重复性，在实验的剩余时间（约11小时）中，将流量调回10μl/min。微波传感器在两种流速下的瞬态响应如图所示。23 和 24.特别是，图。图23和24显示了传感器在37°C，5%CO的温度下分别对培养箱中10和50μl/min两种不同流速的响应2，相对湿度100%。无花果。图23显示了谐振幅度变化相对于流速变化的瞬态响应。无花果。图24显示了谐振频率变化相对于流速变化的瞬态响应。
虽然流量传感器的性能在1-300μl/min的流速下得到了验证，但可以通过改变膜的尺寸或在薄的PDMS膜上涂覆更硬的材料（如聚甲基丙烯酸甲酯）（PMMA）来进一步修改流量，以便能够检测更高的流速，用于高压液体和气体检测。本实验中由PDMS材料制成的薄层可以由其它生物相容性聚合物制成。但是，更改这些参数中的任何一个都可能导致不同的工作流量范围以及传感器分辨率和灵敏度。此外，在微流控网络或高通量流体系统的不同位置掺入其中的几个膜，可以使用拾取和放置方法不时地检测任何所需通道网络的流速和压力。在设计微系统时，用户可以决定检测区域的位置，通过沿着所需通道离开膜来测量局部流量。此外，本工作开发的流量传感器的检测范围和灵敏度满足OOC的要求，但可以进一步改进以提高灵敏度，并可能达到SiN或SU8悬臂器实现的数十nl/min范围内的高分辨率传感。
该实验展示了一种基于集成微波微流控技术的高灵敏度、非接触式和非侵入式流量传感器。可变形膜在PDMS中制造，并被设计为微流控网络设计的一部分。薄膜膜的集成可以监测流体行为。膜的设计使得根据流速发生不同的变形。因此，使用平面微波环形谐振器监测这种行为。流量传感器的线性响应范围为 0-150 μl/min，可实现最佳传感器性能。对于直径为 3 mm、厚度为 100 μm 的膜，检测出的最高灵敏度为 0.5 μl/min。进一步优化膜直径和厚度可以提高灵敏度和检测限。与其他片上流量传感器相比，该流量传感器易于制造，兼容OOC的多层软光刻制造工艺，无需太多空间。它还具有与高通量系统集成的能力，可以测量多个不同兴趣点的流速，而不会对芯片设计或笨重的光学系统进行额外的复杂性。
现在描述了实验中使用的谐振器和微流控芯片的细节。流量传感器由一个圆形膜组成，该圆形膜与微通道集成在一起，并放置在独立微波谐振器的敏感区域顶部。采用微带环形谐振器结构，并在其半波长谐振模式下工作。
微流控芯片由两个PDMS层等离子键合制成。使用既定的方案，将PDMS材料（预聚物：固化剂的重量比为10：1）模压在SU8模具上，制备了流体层。将包含微通道设计的厚PDMS层浇铸在模具上，并在80°C的烤箱中烘烤3小时。固化后，将PDMS复制品从SU8模具中剥离出来。通过在硅烷化载玻片上旋转PDMS前驱体（10：1）并在80°C下固化3小时来制备包含薄圆形膜设计的薄PDMS层。调整旋转转速以达到所需的涂层PDMS层厚度。在厚PDMS层上对微通道的入口和出口（内径1.5 mm）进行冲孔，以产生用于将芯片连接到金属连接器和管道密封件的孔。然后将两个PDMS层不可逆地对齐，并在15 W的功率设置下用等离子处理（等离子蚀刻PE25）粘合45秒。然后将组件在80°C的烘箱中加热1小时，以加强粘合。
测量流量的目标微通道的宽度可能与圆形膜流量传感器的直径无关。这使得传感器与各种通道尺寸的集成具有高度的灵活性，并为测量微流体网络中多个测量点的潜在流量开辟了一条途径，适用于估计通道中的压力。对于该实验，微通道的尺寸固定为500μm×40μm×2 mm，宽度×高度×长度。测试了两种直径分别为 1.5 mm 和 3 mm 的不同圆形膜。检查了 10-200 μm 的各种厚度的 PDMS，但 100 μm 的膜厚度被确定为最佳，因为它足够薄，可以实现高灵敏度谐振器功能，并且足够厚，可以承受为所需流速范围产生的流压。微通道连接到连接到注射器泵的流体入口，而出口连接到大气压。薄薄的PDMS层密封微通道，并充当电子层和流体之间的绝缘体层，以避免电流接触。绝缘体层还可以防止与双电层电容相关的问题，同时防止电极退化，并提高测量的可重复性和传感器寿命。
现在描述了膜变形与流速的模拟。为了确定层流牛顿状态固耦合对圆形PDMS膜变形的影响，使用Comsol Multiphysics实现了三维不可压缩Navier-Stokes和连续性仿真，如下所示：
其中 ρ、η、u 和 p 分别是流体密度、动态粘度、速度矢量场和压力。通常，由流动流体引起的圆膜的结构变形和挠度可以通过弹性膜的位移-力关系来计算，如下所示：
Fτ=−n·（−pI+η（∀u+（Vu)τ)) (2)
其中 Fτ 是由压力和粘性力组成的流体载荷，n 是边界的法向矢量。方程（2）右侧的第一项是从流体模拟结果中提取的压力梯度。第二项是力的粘性分量，取决于流体的动态粘度和速度。然而，鉴于PDMS膜在1-300 μl/min的流速下变形较大，以及PDMS材料在大变形下的粘弹性，膜的挠度遵循PDMS材料实验验证的大位移方程，如下所示：
其中 w 是膜的最大挠度，r 是膜半径，E 和 u 分别是膜材料的杨氏模量和泊松比，h 是 PDMS 膜的厚度。PDMS薄圆膜被认为是各向同性的，估计E和U值为̃800 kPa和0.45。由于占主导地位的粘性力，在层流状态下，壁上的速度为零。流速在微通道中间具有最大值，并且在壁上为零，包括圆形膜旁边的区域，因为它位于微通道的底壁。乙醇、水和培养基的粘度为0.001 Pa·s，8.9×10−4Pa·s 和 0.001 Pa·s。培养基的粘度在环境和培养箱温度下保持恒定。
现在描述与微波流量传感器制造相关的细节。微波传感器结构是一个开放式半波长环形谐振器，在罗杰斯（RT/duroid 5880）的高性能微波基板上制造。基板的厚度为0.79 mm，介电常数和损耗因子分别为2.2和0.0009。微波基板的顶面和底面有铜层作为导电层，厚度为35 pm。为了将谐振器图案转移到基板上，在室温下使用化学蚀刻剂的传统低成本印刷电路板技术。实现的谐振器具有微带结构，具有两条输入微带信号线，它们电耦合到谐振器环路。微带结构的宽度为 1.5 mm，谐振环路为 29 mm，信号线和环路之间的耦合间隙为 0.3 mm。对于0.3 mm的最小特征，制造误差小于5%。微波谐振器在4 GHz的谐振频率下工作，质量因数为200，附近没有PDMS层。
现在讨论了模拟谐振器电场随流量变化的变化。为了表征谐振器的电场与微流控通道内的流动和膜的膨胀（即变形）的相互作用，在高频结构模拟（HFSS）软件中实现了三维（3D）模型，如图所示。10.在HFSS中实现的传感器的横截面如图所示。11.将可变形膜放置在谐振器最敏感的区域，该区域电场强烈且具有最大值。传感器前方和与传感器表面垂直对齐的平面上的电场在没有液体的情况下呈现 （εr=1）在微流体通道内。微流体通道层被认为位于传感器表面上方 400 pm，电场会干扰膜偏转。HFSS软件中的仿真参数设置为：自适应解的最大通过次数等于30;最大 Delta S 为 0.001;频率范围为3-4 GHz的快速扫描类型，点数为2001。模拟是在真空箱中进行的，其壁的辐射边界条件。50Ω集总激励端口为两条信号线定义。
现在讨论实验中传感器的流量测试。为了评估传感动态范围和测量精度，应用了流速为10-50μl/min和200-400 s保持时间的阶梯流量曲线，如图所示。16、19和20。为了测试传感器对流量波动的响应，使用注射泵以增加、减少或开/关的方式感应流量脉冲。连续记录开启和关闭状态的电信号，以研究传感器对流量变化的响应时间。记录零压力（泵关闭）后不同流速的微波频率响应。使用配备LabView™的NI （VNA NI PXIe-1075）矢量网络分析仪每10秒自动采集一次数据。尽管流量传感器的响应时间远小于 10 秒的采集周期，但 VNA 和 LabView 进行高精度测量所需的数据采集时间存在限制。除非另有说明，否则所有实验均在室温下进行。为了评估流量传感器在生物应用中的性能，将Dulbecco改良的eagle培养基（DMEM）通过膜流入微通道，并将耦合的微流控微波系统置于37°C和100%相对湿度（RH）的细胞培养箱内。在大多数微生物反应器和OOC中使用的1-20μl/min的相应流速范围内改变流速。液体通过注射泵注入流量传感器（哈佛PHD 2000）。
其他方面及实施方式
无花果。图25示出了根据本公开的实施例，包括两个微波谐振器传感器2500、2550。更一般地说，两个或多个微波谐振器可以串联或并联用于差分测量。差分测量可能包括补偿介质介电常数的测量，即通道内的流体。如图所示。如图25所示，第一谐振器2550可以定位于可变形膜2506处，而第二谐振器2500可以设置在靠近微流控通道2508且远离可变形膜2506的地方。两个谐振器的测量信号之间的差异基本上仅与膜2506的变形效应有关，从而能够测量与通道2508中膜表面相互作用的流体参数，而不受介质介电常数的影响。
虽然没有在图中示出。如图25所示，诸如分析仪的计算设备可以被安排用于在存在产生的电磁场的情况下测量第一微波谐振器2550的电参数，其中被测电参数相对于由通道2508中的流体压力引起的可变形膜2506的变形量而变化。分析仪还可以被布置成使用第二谐振器2500测量通道2508内流体的介电常数。分析仪可以被布置成基于测量的电参数和测量的介电常数来确定微流体通道2508内流体的流速。
根据另一方面，本公开针对的微波传感器具有提高的灵敏度，至少部分地通过使用密封微流控芯片的超薄层将传感器定位在非常靠近微流控通道的位置。在这方面，薄层基本上是刚性的，因此不能像图例中的膜层那样变形。1-3.这种刚性层传感器可用于表征微流体通道中的样品，但通常不适用于测量或计算通道内的流速。
超薄层将微流控通道与微波传感器隔开。将传感器放置在非常靠近通道内的流体的位置，可实现高分辨率传感。已经确定，如果薄层的厚度相对较厚，例如在160μm左右或以上，则传感器的灵敏度仍然有限。但是，如果使用更薄的层，传感器的灵敏度可能会呈指数级增长。例如，使用厚度不超过 100 μm 的超薄层可提供新一代传感器，可以检测通道中的新流体参数，而这些参数是较厚层（例如厚度为 160 um 及以上）无法检测到的。
实施例示于图中。图26中，其中传感装置26在许多方面与图中的传感装置相似。1.显著的区别包括微流控芯片2600不具有微流控通道2608中定义的可变形膜或腔室。相反，这里的薄层2604基本上是刚性的，因此不会响应通道2608中的流体压力而变形。众所周知，没有一种材料是绝对刚性的。本文中使用的术语“刚性”是按其正常含义使用的，因此并不意味着绝对刚性。
在该实施例中，微波谐振器传感器的最敏感区域紧邻谐振器。在以前的传感器中，厚厚的玻璃分离膜会阻止样品材料流向足够接近敏感区域，并限制设备在表征样品时的灵敏度。相反，本传感器的超薄平面膜2604在微流控芯片2600的通道2608内的样品材料与传感器2654的电场之间具有更大的空间重叠。这允许使用频移分析或幅移分析等方式对样品进行更高的灵敏度（例如指数级增加）。在另一实施例中，还可以使用具有非平面形状的分离膜来实现良好的样品/电场空间重叠，其中膜具有凹入电场区域的膜。
在实施例中，薄层2604的厚度可以具有10 um至100 um的范围内。在实施例中，薄层2604可以由刚性材料组成或基本上由刚性材料组成，例如但不限于PMMA、玻璃、石英或蓝宝石。在实施例中，谐振器2654设置在距薄层2604不超过50 um的地方。在实施例中，谐振器可以设置在与薄层2604物理接触的情况下。在实施例中，微波谐振器保持相对于微流控芯片的位置，具有可释放的连接，例如没有键合。这种非键合方式可能有助于将微流体通道移位于谐振器的敏感区域，从而能够用单个电极检测通道的多个不同位置。
FIG. 27 is a cross sectional view of sensing apparatus 26. The embodiment of FIG. 27 is similar in many respects to the embodiment of sensing apparatus of FIG. 2. Notable differences include the absence of a deformable membrane, and the absence of a gap between thin layer 2604 and resonator 2654. Rather, in this embodiment, it is desirable to position resonator 2654 as close as possible to channel 2608 to achieve a high level of sensitivity. Here, resonator 2654 is arranged to generate an electromagnetic field in the region of thin layer 2604 and channel 2608. As mentioned above, the permittivity of the medium adjacent the sensor 2654, which includes the permittivity of the sample in the channel 2608, may be sensed and used to characterize the sample.
Example Rigid Ultra-Thin Layer Sensor Application
The following is a description of a non-limiting embodiment of a microwave sensor for fluid sensing having a substantially rigid and thin layer disposed between the resonator sensor and the microfluidic channel. The sensor is used to detect the presence and concentration of bacteria in the fluid within the channel. A difference of permittivity of bacteria relative to control media results in a detectable frequency shift in the presence of bacteria. It is to be appreciated that sensor 26 may be used in different applications and for sensing other parameters of the sample under test.
In this experiment, the bacteria strain utilized in this work is wild-type strain DA5438 (E. Coli MG1655). In preparation for analysis, the E. Coli from 50% glycerol stocks at −80° C. were inoculated into 50 mL MüIler-Hinton (MH) growth medium and incubated (37 degrees C.; shaking at 170 RPM) for about 10 hrs. The pH was measured for each sample and adjusted to value 7 by a mixture of M sodium phosphate dibasic and sodium phosphate monobasic. The bacteria were stored in 4 degrees C. while they were not in use to retard their growth to ensure the most accurate representation of each dilution factor. The samples were brought to room temperature prior the use through dilution in MH medium. Prior to any experiment, 2-3 mL of MH medium was left at room temperature for about 3 min to register room temperature.
微流控芯片具有一个简单的直通道，由聚二甲基硅氧烷 （PDMS） 与固化剂的 10：1 比例生产。通道宽 2 mm，高 0.17 mm，长 23 mm，能够处理 7.82 μL 流体。PDMS层在用丙酮和氮气清洗后，等离子体粘合到相同材料的不同厚度的硬质玻璃上。20 um超薄玻璃的最小厚度也具有足够的机械刚度，在键合发生后的长时间实验中保持了基于PDMS的微通道的形状和尺寸，因为微波传感技术对空间变化非常敏感。薄玻璃层使芯片内的流体尽可能靠近谐振器，以提高测量精度，同时保持设计的稳健性。
在高频基板上实现了微带平面环形谐振器传感器。基板的顶面和底面覆盖着两层铜层，厚度和电导率分别为35 μm和58 MSm−1分别。基板厚度为0.79 mm，介电常数为2.2+/−0.02，损耗角正切为0.0009。在细菌实验开始之前，对裸露谐振器和放置在微流体通道下方的谐振器进行电学测量。微流控芯片使用双面胶带固定在谐振器上。注射器填充MH培养基，并使用Tygon管连接到微流控芯片。电缆和管道通过胶带固定，以限制数据的移动和机械漂移。
当矢量网络分析仪 （VNA） 系统运行时，将流体引入微通道。将注射器设置在校准为50μL / min流速的注射泵上。从 VNA 记录了三次测量值，玻璃层的每个厚度每隔一分钟。所有实验组的室温都设置为20°C。温度变化需要针对测试温度对传感器进行校准。VNA被带到工作温度，并在该温度下使用2001步传输模式下的2001步在2-3 GHz的频率范围内进行校准，IF带宽为1 kHz。通过S21参数提取不同芯片的谐振频率和幅度。在这些设置下产生的热量是微乎其微的，在分析的任何部分都可能被忽略。VNA 的响应几乎是立竿见影的，但每隔 1 分钟进行一次测量，以确保芯片内细菌液的均匀分布。值得注意的是，没有发现粘附在PDMS表面上的细菌，并且在这个特定的实施方案中，这对于保持每个稀释因子的均匀表示是重要的。通过通道的 50 μL/min 的流速足够高，可以产生足够的透明，以防止细胞粘附在通道壁上。
细菌相对于对照介质的介电常数差异导致在细菌存在的情况下可检测到频移。无花果。图28表明，对于相同的细菌浓度，当使用30 pm膜时，测得的频移明显更高，这表明与具有较厚膜层的其他传感器相比，传感器26的灵敏度要高得多。
无花果。图29-32示出了其他一些实施方式。
无花果。图29示出了微流控系统2900的实施例，该系统被布置成使用5个刚性层微波谐振器传感器2902、2904、2906、2908、2910同时表征5种不同的流体流动。微流控芯片2920包括入口2922、2924和出口2926。在入口2922处引入目标分子浓度为c=0的液体a，而在入口2924处引入目标分子浓度c=1的液体a。液体入口2922和2924通过混合器网络2930混合在一起，然后在5个不同的通道上产生浓度范围从c=0到c=1的混合溶液，每个通道延伸到谐振器2902、2904、2906、2908、2910之一.谐振器可用于检测不同浓度的目标分子。该实施方案和类似实施方案可用于检测复杂流体中液体中的目标分子，例如在生物流体中。
无花果。图30示出了根据本公开的微流控传感系统30的实施例。这种微流控系统可用于从介质（如液体或气体）中分离颗粒，并将它们引导通过特定的通道。在实施例中，系统30可用于检测重质原油中沥青质和蜡颗粒的浓度。在该实施例中，流体通过入口3002流入微流控装置3000系统。系统30从离心机3004中的介质中分离较大的颗粒，例如大于100um的颗粒，然后剩余的混合物，例如具有小于100um的颗粒，通过聚焦和分离系统3006。然后将介质引导到几个通道3008、3010、3012之一进行检测。具有较大颗粒的流体被引导到旁路通道3014。系统3006将目标粒子的浓度集中在中心通道3010中。通道3008和3012中目标粒子的浓度通常较低，并且通常为零或接近于零。
由几个刚性层传感器3050、3052、3054、3056、3058组成的微波传感系统负责感测不同位置的混合物和颗粒，这里有5个位置。传感器3050可用于在离心机3004中感测靠近入口3002的流体。传感器3052可用于检测旁路通道3014中含有大颗粒的流体。传感器3054、3056、3058可分别用于检测通道3008、3010、3012中的流体，以确定每个通道中颗粒的浓度。比较分析可用于测量中间通道3010中相对于通道3008、3012的颗粒量。
通过对比分析，并基于预加载的校准曲线进入分析系统软件，它可以检测介质中特定颗粒的浓度。
FIG. 31 shows an embodiment of a microfluidic sensor 3100 comprising a small cantilever 3102 with buried microfluidics, meaning a channel 3104 defined therein. A gap between the microcantilever and microwave sensor 3106 may change due to weight of liquid in channel 3104. Cantilever 3102 may be made of three thin layers of PDMS (e.g. each layer 40 um). The passage of fluid through channel 3104 changes the weight of cantilever 3102 and results in its deformation toward resonator 3106. Also the fluid materials may interact with the surface of channel and generate surface stress, and as the result cantilever 3102 may deflect and its deflection may be sensed by resonator 3106. Such a sensor 3100 may be used in any suitable application, such as in biosensing.
FIG. 32 is a cross sectional view of the device of FIG. 31. As mentioned above, gap 3108 between cantilever 3102 and microwave sensor 3106 may change due to weight of liquid in channel 3104.
Devices and methods according to the present disclosure may be highly compatible with several applications in energy and biomedical engineering, and particularly for microfluidic-based lab-on-chips, micro-bioreactors and organ-on-chips platforms. The present sensor may be used for long-term detection of flow rate in real-time. Further, the present sensor may be used in a variety of other applications including but not limited to flow cytometry, cell sorting, nanoparticle synthesis, and droplet control within microfluidics. Moreover, although some embodiments are described as being arranged for sensing of flow rate, this is not meant to be limiting. The present teachings apply to sensors and methods configured for sensing other physical characteristics of a fluid in a channel, including but not limited to chemical concentration, chemical formulation, presence of a certain type of molecule or other substance, etc.
FIG. 33 is a block diagram of an example computerized system 3300 that may be used in implementing one or more aspects or components of an embodiment according to the present disclosure. For example, system 3300 may be used to implement a computing device, such as an analyzer, to be used with a sensor or method of the present disclosure.
Computerized system 3300 may include one or more of a central processing unit (CPU) 3302, memory 3304, a mass storage device 3306, an input/output (I/O) interface 3310, and a communications subsystem 3312. One or more of the components or subsystems of computerized system 3300 may be interconnected by way of one or more buses 3314 or in any other suitable manner.
The bus 3314 may be one or more of any type of several bus architectures including a memory bus, storage bus, memory controller bus, peripheral bus, or the like. The CPU 3302 may comprise any type of electronic data processor. The memory 3304 may comprise any type of system memory such as dynamic random access memory (DRAM), static random access memory (SRAM), synchronous DRAM (SDRAM), read-only memory (ROM), a combination thereof, or the like. In an embodiment, the memory may include ROM for use at boot-up, and DRAM for program and data storage for use while executing programs.
The mass storage device 3306 may comprise any type of storage device configured to store data, programs, and other information and to make the data, programs, and other information accessible via the bus 3314. The mass storage device 3306 may comprise one or more of a solid state drive, hard disk drive, a magnetic disk drive, an optical disk drive, or the like. In some embodiments, data, programs, or other information may be stored remotely, for example in the “cloud”. Computerized system 3300 may send or receive information to the remote storage in any suitable way, including via communications subsystem 3312 over a network or other data communication medium.
I/O接口3310可以提供接口，用于将一个或多个其它设备电连接，例如根据本公开的传感设备的微波谐振器传感器设备3350，连接到计算机化系统3300。此外，可以使用额外或更少的接口。例如，可以提供一个或多个串行接口，例如通用串行总线（USB）（未显示）。
计算机化系统3300可以被配置成向谐振器3350施加电信号，以使谐振器3350产生微波频率的电磁场，如前所述。此外，系统3300可以被配置成接收来自谐振器3350的信号，例如测量谐振器的电气参数。此外，用于将测量的电参数（例如谐振频率或谐振幅度）映射到流速或其它指标（例如生物或化学特性）的数据可以预先确定并存储在系统3000中，例如存储器3304或存储器3306中。
通信子系统3312可以设置用于发送和接收信号中的一个或两个。通信子系统可以包括任何组件或组件集合，用于通过一个或多个有线和无线接口实现通信。这些接口可能包括但不限于 USB、以太网（例如 IEEE 802.3）、高清多媒体接口 （HDMI）、Firewire™（例如 IEEE 1394）、Thunderbolt™、WiFi™（例如 IEEE 802.11）、WiMAX（例如 IEEE 802.16）、蓝牙™或近场通信 （NFC），以及 GPRS、UMTS、LTE、LTE-A 和专用短程通信 （DSRC）。通信子系统3312可以包括一个或多个端口或其它组件（未示出），用于一个或多个有线连接。另外或可选地，通信子系统3312可以包括一个或多个发射器、接收器和/或天线元件（其中均未示出）
计算机化系统3300的图。33 只是一个例子，并不意味着限制。各种实施例可以利用所示或描述的部分或全部组分。一些实施例可以使用本领域技术人员已知的未示出或描述但已知的其它组件。
在前面的描述中，为了解释的目的，列出了许多细节，以便提供对实施例的透彻理解。然而，对于本领域的技术人员来说，这些具体细节显然是不需要的。在其他情况下，众所周知的电气结构和电路以框图形式显示，以免模糊理解。例如，对于本文中描述的实施例是否被实现为软件例程、硬件电路、固件或它们的组合，没有提供具体的细节。
公开的实施例可以表示为存储在机器可读介质中的计算机程序产品（也称为计算机可读介质、处理器可读介质或具有其中所包含的计算机可读程序代码的计算机可用介质）。机器可读介质可以是任何合适的有形、非暂时性介质，包括磁性、光学或电气存储介质，包括软盘、光盘只读存储器（CD-ROM）、存储设备（易失性或非易失性）或类似的存储机构。机器可读介质可以包含各种指令集、代码序列、配置信息或其它数据，这些数据在执行时导致处理器根据公开实施例在方法中执行步骤。本领域的普通技术人员将理解，实现所描述的实现所必需的其它指令和操作也可以存储在机器可读介质上。存储在机器可读介质上的指令可以由处理器或其他合适的处理设备执行，并且可以与电路连接以执行所述任务。
本文描述的和图中所示的具体实施例的结构、特征、附件和替代物旨在普遍适用于本公开的所有教义，包括本文描述和说明的所有实施例，只要它们兼容。换言之，除非另有说明，否则特定实施例的结构、特征、附件和替代物并不打算仅限于该特定实施方式。
此外，本文所述方法的步骤和步骤的顺序并不意味着限制。还考虑了包含不同步骤、不同步骤数和/或不同步骤顺序的方法。
为了说明的简单和清晰，可以在数字中重复使用附图符号，以表示相应或类似的元素。已经提出了许多细节来提供对本文描述的实施例的理解。实施例可以在没有这些细节的情况下进行实践。在其它实例中，已知的方法、程序和组件尚未被详细描述，以避免模糊所描述的实施例。
上述实施例仅供示例使用。本领域技术人员可以对特定实施例进行更改、修改和变化，而不会偏离仅由本文所附权利要求定义的范围。
