本發(fā)明涉及微流體裝置的領域。具體地，本發(fā)明涉及用于刺入表皮層并且將流體傳遞到人類或動物身體或者從人類或動物身體取樣流體的微型針。本發(fā)明還涉及：貼片或微流體裝置，其包括用于傳遞體液的微型針的陣列；和制造微型針和貼片或微流體裝置的方法。
背景技術：
：長久以來，從身體汲取流體并且將流體和藥物引入身體內被用作治療和診斷動物和人類二者體內的身體狀況的慣例。通常，用皮下注射針或類似的導管裝置來進行這些過程。存在與皮下注射針關聯的許多不足，尤其是被注射時的疼痛體驗，疼痛體驗在不舒服至極端疼痛之間變動。恐針可造成并發(fā)癥：諸如末梢血管收縮的生理反應或使患者坐立不安或斗志變差的物理反應。期望當與身體進行流體傳遞(進出身體)時減少患者感覺到的疼痛感。然而，更嚴重的不足是使用皮下注射針來執(zhí)行過程所需的操作人員的技術水平。保證和確保獲得具有必要訓練水平的人員會為醫(yī)療實踐帶來資源負擔和預算約束。在最差的情況下，可能妨礙患者接收必要的治療。對于某些患者(特別是嬰兒、兒童和老年人)，可存在一系列與使用皮下注射針關聯的靜脈通路并發(fā)癥，例如，靜脈變脆、靜脈可視性和可觸知性、低血壓、血容不足、末梢血管收縮、淤痕性或受損靜脈和靜脈轉動，從而造成穿刺困難。諸如機器加工或蝕刻的減成制造方法有物理限制，所述物理限制使所述制造方法應用限于制造微型針和微流體醫(yī)療裝置。這些物理限制意指微流體裝置內的進行皮膚穿刺和流體運送所需的一些而并非所有幾何特征被批量制作，這是經濟的?；瘜W濕蝕刻(yun,s.-s.,a.jae-yong,m.seung-hwan和l.jong-hyun.in-planemicroneedlechipfabricatedbycrystallinewetetchingof(110)siliconwafer.insolid-statesensors,actuatorsandmicrosystemsconference,2009.transducers2009.international.2009)、深反應離子蝕刻(wilke,n.,a.mulcahy,s.r.ye和a.morrissey，processoptimizationandcharacterizationofsiliconmicroneedlesfabricatedbywetetchtechnology.microelectronicsjournal,2005.36(7):p.650-656)、表面/體微加工(izumi,h.和s.aoyagi，novelfabricationmethodforlongsiliconmicroneedleswiththree-dimensionalsharptipsandcomplicatedshankshapesbyisotropicdryetching.ieejtransactionsonelectricalandelectronicengineering,2007.2(3):p.328-334)、激光打孔(parker,e.r.,m.p.rao,k.l.turner,c.d.meinhart,andn.c.macdonald,bulkmicromachinedtitaniummicroneedles.microelectromechanicalsystems,journalof,2007.16(2):p.289-295)和拉延光刻技術(lee,k.andh.jung,drawinglithographyformicroneedles:areviewoffundamentalsandbiomedicalapplications.biomaterials,2012.33(30):p.7309-7326；和xiang,z.l.,h.wang,a.pant,g.pastorin和c.lee的developmentofverticalsu-8microneedlesfortransdermaldrugdeliverybydoubledrawinglithographytechnologybiomicrofluidics,2013.7(6)缺少用理論計算機輔助圖來準確制造三維微流體裝置的精度。例如，可使用各向同性和各向異性(波希法)深反應離子蝕刻(drie)處理來蝕刻高密度納米凸起陣列(jenkins,d.,s.corrie,c.flaim和m.kendall,highdensityandhighaspectratiosolidmicro-nanoprojectionarraysfortargetedskinvaccinedeliveryandspecificantibodyextraction.rscadvances,2012.2(8):p.3490-3495)，但沒有供流體在真皮和微型醫(yī)療裝置之間傳遞以便收集和/或分析的微流體通道。另外，drie不適于制造具有側通道的較長微型針(>300微米高度/長度)(farajirad,z.,microneedlesfabricationforsubcutaneousfluidsamplinganddrugdelivery,ingraduateschoolofbiomedicalengineering.2015,universityofnewsouthwales:sydney.p.181)。長度小于300微米的微型針會由于穿刺深度不夠而不適于收集體液。為了廉價地普遍應用出于診斷或治療目的的微流體裝置，需要高度經濟的批量制造技術。特別地，每個單元的成本需要足夠低，以便廣泛用于第三世界國家。這些現有技術的方法或裝置都沒有提供用于提供具有微型針的微流體裝置的完全令人滿意的解決方案，也沒有提供易于微流體裝置的批量制造的完全令人滿意的解決方案。除非出現相反指示，否則本文中對已知現有技術的任何提及都沒有承認此現有技術是在本專利申請的優(yōu)先權日期對本發(fā)明所屬領域的技術人員是公知的。技術實現要素：本發(fā)明的目的是提供克服或改進了現有技術的不足或者至少提供了可用選擇的替代的微流體或微型針裝置和批量制造的方法。在一個形式中，本發(fā)明提供了一種復制微流體裝置的方法，該方法包括以下步驟：提供所述微流體裝置的母模；鑄造所述母模的模具；將所述模具與所述母模分開；將帶有熱塑性材料的所述模具恒溫加熱至足夠高的溫度；保持所述足夠高的溫度；將所述熱塑性材料壓縮到所述模具中，達到足夠高的壓力；保持所述足夠高的壓力；在大致相同的時間段內，同時減少壓縮和加熱；以及將所述模具與所述復制微流體裝置分開。在另一個形式中，本發(fā)明提供了一種通過利用微流體裝置的母模進行壓印來用熱塑性材料制造復制微流體裝置的改進方法，其中，所述改進包括以下步驟：將帶有熱塑性材料的模具恒溫加熱至足夠高的溫度；保持所述足夠高的溫度；將所述熱塑性材料壓縮到所述模具中，達到足夠高的壓力；保持所述足夠高的壓力；以及在大致相同的時間段內，同時減少壓縮和恒溫加熱。壓縮步驟一直持續(xù)進行，直到所述熱塑性材料的體積流穿越并進入所述模具中的過程完成。恒溫加熱步驟包括所述熱塑性材料的表面流進入所述模具中。在執(zhí)行壓縮步驟達所述足夠高的壓力之前，所述足夠高的溫度引起所述熱塑性材料的穿越所述模具的表面流。所述足夠高的溫度選自比所述熱塑性材料的玻璃轉變溫度高30℃至55℃的大致范圍，或者選自比所述熱塑性材料的玻璃轉變溫度高55℃至65℃的大致范圍。對于環(huán)烯烴聚合物而言，所述足夠高的溫度是大致160℃。將所述足夠高的溫度的變化保持在大致+/-1℃內或者在大致+/-0.1℃內。將所述足夠高的壓力的變化保持在大致+/-1kpa內或者在大致+/-0.1kpa內。所述熱塑性材料是以下中的至少一種：醫(yī)療級塑料、環(huán)烯烴聚合物、1060r、聚四氟乙烯(ptfe)、聚醚醚酮(peek)、聚苯乙烯和聚碳酸酯。在所述方法中，模具材料是以下中的至少一種：硅酮彈性體、彈性體、硅橡膠、聚二甲硅氧烷(pdms)、sylgard184硅酮彈性體、聚氨酯彈性體合金、橡膠和乳膠。所述微流體裝置包括微型針的陣列。所述微流體裝置包括與多個微型針的至少一個開口通道流體連通的至少一個貯液器。所述微流體裝置包括具有多個通道的直立葉片，所述多個通道順著所述直立葉片向下延伸到至少一個貯液器。所述方法還包括以下步驟：通過針對同一模具重復恒溫加熱步驟來制造其他復制微流體裝置。在替代形式中，本發(fā)明提供了一種制造用于傳遞流體的復制微型針的方法，該方法包括以下步驟：(a)利用微型針的母模，用彈性材料鑄造模具，所述母模具有：微型針主體，所述微型針主體在第一端處具有用于刺穿表皮層的尖頭頂端；底部，所述底部在所述微型針主體的對向的第二端處；以及開口通道，所述開口通道沿著所述微型針主體的側面從所述第一端延伸到所述第二端；(b)將熱的熱塑性材料施加到所述模具中，以形成所述復制微型針；以及(c)將模制的所述復制微型針與所述模具分開。在另一個形式中，本發(fā)明提供了一種根據本文中描述的方法制成的復制微流體裝置。在其他形式中，本發(fā)明提供了一種復制微流體裝置，該復制微流體裝置包括：在支撐構件上的多個微型針；在所述支撐構件中的至少一個貯液器；以及在至少一個微型針和所述至少一個貯液器之間提供流體傳遞的通道；其中，所述復制微流體裝置的母模的至少一個突起特征的大致至少1400:1的第一尺寸比也是所述復制微流體裝置中的尺寸比。所述第一尺寸比是所述多個微型針的高度與所述多個微型針的頂端的曲率半徑之比。該裝置還包括復制貯液器特征的第二尺寸比，即深度與寬度之比，所述第二尺寸比是大致至少5:1。該裝置還包括復制孔或復制腔的第三尺寸比，即深度與直徑之比，所述第三尺寸比是大致至少20:1。該裝置還包括所述復制微流體裝置的所述母模的不到500納米的至少一個細小特征分辨率，所述至少一個細小特征分辨率也被復制在所述復制微流體裝置中。在所述裝置中，所述復制微流體裝置的所述多個微型針的高度在650微米至1000微米的大致范圍內。所述復制微流體裝置的貯液器的深度是至少100微米。在所述裝置中，開口的所述通道的深度在20微米至100微米的大致范圍內。在所述裝置中，所述復制微流體裝置的每個微型針具有至少大致1牛頓的屈服強度。在所述裝置中，所述至少一個貯液器和至少一個通道的表面是親水性的并且所述復制微流體裝置的其他表面是疏水性的。在另一個形式中，本發(fā)明提供了一種用于傳遞流體的微型針，所述微型針包括：主體，所述主體在第一端具有用于刺穿表皮層的尖頭頂端；底部，所述底部在所述主體的對向的第二端處；以及開口通道，所述開口通道沿著所述主體的側面從所述第一端延伸到所述第二端；其中，所述開口通道被構造成將流體在所述微型針的所述頂端和所述底部之間傳遞。在另一個形式中，本發(fā)明提供了一種貼片，所述貼片包括前述權利要求中任一項所描的微型針的陣列，多個微型針被支撐在支撐構件上。延伸到所述貼片的所述支撐構件中的多個開口通道形成與至少一個貯液器連通的通道網絡。對所述貼片中的所述通道網絡進行預處理，以對體液內的預定物質的存在做出反應。預處理是包含用于分析物檢測的至少一種試劑的凝膠。在其他形式中，本發(fā)明提供了：一種大體如本文中描述的復制微流體裝置的方法；一種大體如本文中描述的復制微流體裝置；一種大體如本文中描述的微型針；一種大體如本文中描述的貼片；一種大體如本文中描述的微流體裝置；以及一種大體如本文中描述的微型葉片。根據本發(fā)明的另一個實施方式，提供了一種用于傳遞流體的微型針，該微型針包括：主體，所述主體在第一端處具有用于刺穿表皮層的尖頭頂端；底部，所述底部在所述主體的對向的第二端處；以及開口通道，所述開口通道沿著所述主體的側面從所述第一端延伸到所述第二端，其中，所述開口通道被構造成將流體在所述微型針的所述頂端和所述底部之間傳遞。本發(fā)明的微型針提供了一種皮下注射針的替代物，該替代物使得當刺穿表皮層觸及身體內的皮下液體時患者體驗到的疼痛最小。微型針如此小和/或光滑和/或尖銳，使得單個微型針或多個微型針可被插入通過表皮層，而使被刺穿的表皮層的感覺(如果有的話)最小。本發(fā)明的其他優(yōu)點減少了當觸及皮下液體時對熟練操作人員的要求，因為微型針改善了找到并正確刺穿個體血管的必要性。微型針或多個微型針可僅僅位于患者的表皮層或皮膚上的幾乎任何可觸及位置處。這樣使得從患者收集流體或將流體引入患者中是較簡單的過程，降低了錯誤機會。為了皮下抽取血液和細胞間質液，微型針必須足夠長，以刺穿皮下毛細血管叢。然而，還必須保持足夠窄，以便使刺穿表皮層時的疼痛最小。當增大微型針的長度與寬度之比時，微型針的幾何形狀變得更容易屈曲。本發(fā)明的微型針被構造并且制造成提供以上優(yōu)點，而沒有屈曲。該微型針提供了開口通道，開口通道憑借毛細管作用沿著微型針抽取流體。微型針的表面中的開口通道的構造消除了與中空針關聯的幾何設計限制，并且還使得能夠使用之前不可應用于中空針和皮下注射器制造的制造技術。在優(yōu)選的實施方式中，底部設置在支撐構件上。底部可與支撐構件一體地形成。在一個實施方式中，微型針的底部向外擴大。另選地或另外地，微型針的底部包括在主體的第二端處的周緣環(huán)狀裙部。在一個實施方式中，開口通道可沿著微型針的尖頭頂端延伸。微型針還可包括貯液器。微型針的貯液器可設置在微型針的底部內并且被構造成收集體液。另選地，貯液器可被配置成貯存待傳遞到皮下的流體藥物。在一個實施方式中，微型針是實心的。微型針可以是大體圓柱形。微型針的尖頭頂端可以是圓錐形和/或微型針的尖頭頂端可相對于顯微針的中軸線離心地設置。微型針可包括沿著主體延伸的多個開口通道，其中，所述多個開口通道圍繞微型針的周緣等距離地分隔開。在優(yōu)選實施方式中，開口通道被配置成具有成圓形的橫截面。開口通道優(yōu)選地沿著微型針線性延伸。另選地，開口通道包圍微型針。開口通道優(yōu)選地延伸到微型針的底部中，并且可過渡到微型針的貯液器中，貯液器尤其是在微型針的底部中或支撐構件中。隨著開口通道延伸到微型針的底部中，開口通道的寬度增大。在一個實施方式中，微型針的主體內的多個開口通道與單個貯液器連通。在實施方式中，微型針的主體內的開口通道的深度是大約30μm。微型針的表面可以是親水性的或至少部分是親水性的?？砂锤鞣N方式來處理微型針。例如，可用表面活性劑來處理微型針的外表面的一部分。另選地，可用金屬涂層來處理微型針的外表面。此外，可用氧等離子體來處理微型針的外表面，以對表面進行靜電充電。另外，可用酸或堿或酸類溶液來處理微型針的外表面。在本發(fā)明的另一個實施方式中，提供了一種包括微型針的陣列的貼片，該微型針的陣列被支撐在支撐構件上。通過將多個微型針組合成陣列，可在任何給定時間來傳遞更大數量的皮下液體。多個微型針均被構造成具有開口的側通道，開口的側通道通過毛細管芯吸來傳遞體液。這些開口通道沿著多個顯微針并且在支撐構件上形成收集貯液器的網絡。微型針和/或支撐構件中的每個可設置有貯液器，該貯液器被構造成：從周圍的微型針收集流體；將流體和藥物分散到皮下；或者用用于測量所抽取的皮下液體中的分析物濃度的比色熒光測定試劑進行部分填充。通過將反應物放置在開口通道網絡內來處理微型針和/或貯液器表面的能力有助于床旁治療和診斷。在抽取流體和流體測試結果之間可存在明顯的時間延遲。時間延遲增加了治療/診斷處理中的低效，并且如此更快提供結果和不再使樣本有機會混合是本發(fā)明的微型針的全部優(yōu)點。在優(yōu)選實施方式中，多個微型針中的每個的開口通道從微型針的底部延伸到支撐構件中的開口通道中。多個微型針和開口通道遍及貼片的收集面。支撐構件中的多個開口通道可遍及貼片的支撐構件，從而形成通道網絡，其中，通道網絡包括多個微型針和貯液器。在另一個實施方式中，通道網絡內的單個貯液器同時與至少四個微型針直接流體連通。在實施方式中，貯液器被構造成是閉合的，其密封底部被構造成貯存流體。支撐構件的開口通道可將流體穿越支撐構件傳送到貼片的收集面上的區(qū)域，在該區(qū)域中可執(zhí)行分析或檢測分析。另選地，支撐構件可包括貫穿通道，以提供從貼片的收集面到貼片的反面的至少一個通道，可在貼片的反面中進行檢測分析或分析。貼片的反面可被構造成與用于收集來自多個貯液器的流體的容器流體連通。在特定實施方式中，貯液器的容積是至少1納升。在其他實施方式中，每對微型針被構造成與單個貯液器連通。通道的網絡優(yōu)選地提供與多個貯液器的連通。在其他實施方式中，開口通道過渡到貯液器中，使得通道內的流體的彎月面背離流體前進方向彎曲。只要彎月面是凹的，開口通道中的流體流方向是朝向氣相。在另一個實施方式中，對貯液器進行預處理，以對體液內的預定物質的存在做出反應。另外，可對通道網絡進行預處理，以對體液內的預定物質的存在做出反應。另外，預處理可以包含用于分析物檢測的試劑的凝膠。在本發(fā)明的其他實施方式中，提供了一種制造用于傳遞流體的微型針的方法，該方法包括以下步驟：(a)利用微型針的模，用彈性材料鑄造模具，所述模包括：微型針主體，所述微型針主體在第一端處具有用于刺穿表皮層的尖頭頂端；底部，所述底部在所述主體的對向的第二端處；以及開口通道，所述開口通道沿著所述微型針主體的側面從所述第一端延伸到所述第二端；(b)在所述模具上模制熱的熱塑性材料，以形成微型針；以及(c)將模制的所述微型針與所述模具分開。本發(fā)明的該實施方式有助于通過用3d光刻模進行復制來制造足夠長以刺穿患者的皮下毛細血管叢的微型針和微型針陣列。本發(fā)明的該實施方式有助于直接實現幾何設計，而沒有傳統加工或蝕刻過程帶來的制造限制。通常，通過深反應離子蝕刻或激光銑削來形成亞微米結構。然而，激光銑削的成本高并且不太適于大量制造。另外，深反應離子蝕刻難以控制并且沒有提供幾何準確性或對最終產品的幾何形狀和尺寸的控制。通過使用立體光刻來制造3d模，可以在不能通過中空針制造過程在商業(yè)上實現的成品微型針或微型針陣列中實現亞微米分辨率。微型針的陣列與支撐構件一體形成，在支撐構件中具有多個貯液器，并且開口通道的網絡在整個支撐構件上連通在個體微型針之間。微型針或帖片用熱塑性材料來形成并且可在商業(yè)上通過軟壓印的過程來復制。用彈性材料(例如，硅酮彈性體)來復制3d模或母模，該彈性材料接著被用作進行熱塑性壓印(或軟壓印技術)的模具。軟壓印過程特別有益于模制易碎的脆性微結構，因為彈性模具是彈性體。這樣降低了當將所形成的微型針脫模時脆性微結構受損的機會。微型針的開口通道設計非常適用于軟壓印來制造高精度、高質量、大量的微型針。本發(fā)明的一個實施方式包括使用立體光刻或3d打印來形成模。模具的彈性材料可以是硅酮橡膠并且微型針的熱塑性材料將屬于醫(yī)療級。優(yōu)選地，該方法還包括用模具對熱塑性材料進行熱壓印，以形成微型針。優(yōu)選地，該方法還包括在與模具分開之前冷卻熱塑料微型針的步驟。優(yōu)選地，該方法包括利用模具用硬材料來形成母模(聚合物鑄造或電鍍)。本發(fā)明的其他形式在隨附的權利要求書中闡述并且根據說明書是顯而易見的。附圖說明參照附圖進行描述，其中：圖1是根據本發(fā)明的第一實施方式的微型針的立體圖；圖2a至圖2e是用掃描電子顯微鏡(sem)獲得的圖1中的實際微型針的立體圖，該立體圖示出了微型針的頂端和主體之間的比率的變化；圖3是根據本發(fā)明的實施方式的微型針的3d有限元模型(fem)，該3dfem示出了在橫向頂端負載條件下的彎曲和表面應力集中；圖4是圖1的微型針的3dfem，該3dfem示出關于微型針的擴大底部的在橫向頂部負載條件下的彎曲和表面應力集中；圖5是微型針的開口通道的剖視圖，該剖視圖示出了通道中的流體呈現凹液面；圖5a是圖1的微型針的平面圖，該平面圖示出了沿著微型針的主體延伸的開口通道的構造；圖6是擴散的開口通道中的流體彎月面的示意圖；圖7是示出了開口通道的擴散角度相對于通道的半徑和沿著通道的距離如何變化的曲線圖；圖8是示出開口通道的擴散角度相對于毛細管壓力半徑和沿著通道的距離如何變化的曲線圖；圖9是根據本發(fā)明的第二實施方式的貼片的立體圖，所述貼片包括與支撐構件聯接的微型針的陣列；圖10是在圖9的圓形內的放大平面圖，該放大平面圖示出經由貼片的開口通道與單個貯液器連通的兩個微型針；圖11是根據圖1的一對微型針的側視圖；圖12是圖9的貼片的側視圖，該側視圖示出與每個貯液器配對的微型針之間的空間關系；圖13是包括具有四個微型針的陣列的貼片的俯視圖；圖14是圖13的貼片的立體圖；圖15是圖13的貼片的sem照片；圖16是包括與支撐構件聯接的多微型針陣列的貼片的立體圖，該立體圖示出多個微型針和貯液器與它們之間的開口通道網絡之間的空間關系；圖17是圖16的貼片的放大立體圖，該放大立體圖示出沿著貼片的每個微型針延伸的多個開口通道；圖18是示出根據本發(fā)明的實施方式的微型針或微型針陣列的制造中的過程步驟的流程圖；圖19是形成微流體裝置的具有貯液器的微型針陣列的得自掃描電子顯微鏡(sem)的示意性照片；圖20是示出隨時間推移的恒溫室中的對應溫度和針對重新配置的壓力機的對應壓縮/法向力的示意性曲線圖；圖21至圖23是示出圖20中示出的新壓印過程的其他處理參數的示意性曲線圖；圖24是得自圖19的母模的復制微流體裝置的得自sem的示意性照片，圖24的復制微流體裝置的照片是在其被插入兔子的皮膚中并且抽出之后獲得的；圖25是超尖的復制微針頂端的得自sem的示意性照片；圖26是關于復制微流體裝置的貯液器的1微米周緣唇部的得自sem的示意性照片；圖27是在每個圓錐形微型針的底部處具有貯液器的復制圓錐形微型針的得自sem的一套三張的示意性照片；圖28和圖29是得自光學顯微鏡的示意性照片，該示意性照片示出了含有被復制微型針的頂端得到并且隨后被傳送到所示出的微型針底部處的貯液器的綠色染料的水性流體的攝??；圖30是一時間序列的四個共焦顯微圖像，所述共焦顯微圖像示出了被圖24的復制微流體裝置傳遞的熒光素溶液擴散到兔子耳朵的皮下組織中；圖31是對納升體積中的葡萄糖分析物進行定量以用微流體裝置待進行葡萄糖檢測分析的曲線圖的示意圖；圖32是微型葉片3210微流體裝置的sem照片的示意圖；圖33至圖35分別是圖32的微型葉片的得自cad圖的正視圖、平面圖和立體圖的示意圖。具體實施方式現在，在下文中將參照附圖更充分地描述本發(fā)明，在附圖中示出本發(fā)明的各實施方式。本
發(fā)明內容部分應被包括在該具體實施方式部分中。本發(fā)明可按許多不同形式來實施，不應該被理解為限于本文中闡述的實施方式。期望的是，本說明書中所有對“體液”的提及都是旨在涵蓋血液、細胞間質液和將從身體抽取以供進行醫(yī)療測試和診斷過程的其他液體。進一步期望的是，對“體液”和“表皮層”的提及是旨在涵蓋人體、動物和其他活體。表皮層旨在是指會對進入真皮中的微型針穿刺施加最大阻力的皮膚的“堅韌”外部部分，其中，真皮包含毛細血管。表皮層有時被稱為“皮膚表皮”并且(包含血管的)表皮下方的層被稱為“真皮”。現在，參照圖1，用于傳遞體液的微型針100的示意圖包括：主體110，其在第一端112處具有用于刺穿表皮層的尖頭頂端120；底部130，其在主體110的對向第二端114或底部處；以及開口通道140，其沿著主體110的側面從第一端112延伸到第二端114，其中，通道140被構造成將皮下收集的體液從微型針100的頂端120傳遞到底部130。換句話說，可以通過充分刺穿皮膚的微型針對體液進行取樣。圖1示出圓柱形頂端120，圓柱形頂端120具有居中位于主體110的第一端112處的尖點。在不脫離本發(fā)明的情況下，還料想到(雖然未示出)尖頭頂端120可相對于主體110離心地設置。在該實施方式中，圖1中示出的微型針100的主體110是圓柱形。然而，可利用主體110的橢圓形或四邊形剖面來傳遞皮下液體。相比于皮下注射針并且依照微型針100的尺寸，在微型針100的主體110沒有恒定橫截面115，即不是圓柱形的(例如以下參照圖32至圖35描述的微型葉片)的情況下，仍然可實現皮下穿刺。微型針100的底部130從主體110的第二端114向外延伸，從而為微型針100提供環(huán)狀邊緣。主體110和擴大底部130之間的平滑過渡使在微型針100受到負載時主體110內的應力集中最小。微型針100主要面臨兩個主要負載狀況：當制造微型針100時經歷的第一個負載狀況；和在微型針100正刺穿患者的表皮層時經歷的第二個負載狀況。在圖3和圖4中進一步詳細示出微型針100上的負載狀況。經由微型針100待傳遞的流體可被施加到微型針100的底部130或者從底部130提取。雖然在圖1中未示出，但可將貯液器150裝入微型針100的底部130中，尤其是用于積累流體。參照圖9至圖12在本文中進一步描述用于流體取樣和藥物傳輸的各種形式的貯液器。設想到將微型針100制造成提供其中主體110的長度和頂端120的長度之間的比率有所不同的各種實施方式。圖2a至圖2e是與表1中的尺寸對應的微型針100的多個實際實施方式的掃描電子顯微鏡照片。圖總高度頂端高度主體高度底部高度主體直徑底部直徑凹槽直徑2a700μm150μm400μm150μm150μm280μm30μm2b700μm200μm350μm150μm150μm280μm30μm2c700μm250μm300μm150μm150μm280μm30μm2d700μm300μm250μm150μm150μm280μm30μm2e700μm350μm200μm150μm150μm280μm30μm表1在本文中提供的微型針的實施例中，凹槽直徑(表1)或開口通道140的深度可在大致20至100微米之間變化。在表1中，微型針的主體的粗細和微型針的尖頭頂端的高度之間的比率將優(yōu)選地落入1:1至1:5的范圍內，而微型針的頭部的高度和主體的長度的比率可在5:1和2:1之間。微型針的長度和微型針的寬度的比率可為大約5:1。依據母模的最精細特征分辨率，如本文中別處所描述的，頂端的銳利度可以將是500nm的曲率半徑。以下，參照圖25來描述超尖的復制微型針頂端。因此，表1中的微型針的700微米的總高度的最大特征和微型針的頂端點的最小特征之間的寬高比可以是大致1400:1。這樣提供了如以下進一步描述的改進的新型壓印技術的制作復制微型針的復制范圍的動態(tài)范圍的實施例。微型針的寬高比實施例將是用于復制的伸出特征。以下，參照針對貯液器、腔體、孔和凹部的圖9至圖12并且進一步參照圖25至圖27中的更多微流體裝置來提供針對新型壓印技術的腔體或凹部的動態(tài)復制范圍的寬高比的其他實施例。隨著頂端120的長度增大，主體110的直徑保持恒定。這樣使圓錐形頂端120的梯度變化，從而為圖2a中的微型針100提供短粗尖端120，在圖2a中，頂端120的斜率是大致1:1。相比之下，圖2e中示出的微型針100具有以大致7:3的梯度傾斜的頂端120。通過改變頂端120與本體110的比率，可針對將微型針100引入表皮層的便利度和流體可傳遞的速率，實現不同的特性。這些特性的實施例是微型針的尺寸、形狀和表面拋光度。因此，可針對將執(zhí)行的過程和將被傳遞的待取樣流體或藥物/傳輸試劑的性質來設計微型針100的特征。圖2中示出的微型針100實施方式的幾何形狀細節(jié)是基于對微型針100的熱塑性材料的材料性質和開口通道140流動的流體動態(tài)性質的理解。存在將確定微型針100的幾何特征的多種決定性因素。具體地，這些因素是長度、頂端尖銳度和硬度、軸半徑、擴大底部、開口通道構造和通道流?，F在，將更詳細地描述這些特征。血液的流體采集或取樣需要刺穿皮膚達通常至少650微米的深度，使得皮下毛細血管叢被微型針頂端120刺穿。因此，用于血液采集的微型針100的長度可以是至少650微米。相比之下，采集間質液而無血液污染物會需要刺穿皮膚達少于650微米的深度。因此，用于間質液采集的微型針100的長度可在200微米和600微米之間。如果針的頂端120在接觸點處施加超過皮膚極限強度的拉伸應力，則它將刺穿表皮層。對于普通人類患者而言，極限強度是大致30mpa。當然，皮膚的極限強度取決于年齡和身體部位。然而，針的頂端120越尖，在接觸點處的拉伸力越集中。頂端120必須比待進行刺穿的皮膚更硬。對于普通人類患者而言，皮膚的彈性模量在25-100kpa之間。當用環(huán)烯烴聚合物制造微型針100時，所記錄的微型針100的拉伸模量是2200mpa。因此，塑料微型針100的拉伸模量比皮膚高四個數量級，并且足夠能夠刺穿。不期望微型針100的主體100的粗細或半徑增大，因為這樣將增加當微型針100刺穿表皮層時患者的被刺感覺。然而，當微型針100的長度增大從而刺穿650微米的必要皮下深度時，微型針100(具體地，微型針的主體110)會變得愈發(fā)更容易發(fā)生屈曲。微型針100的屈曲效應會在使用微型針100時造成困難，并且還可對微型針100的制造(具體地，成品微型針100的去模)的制造帶來問題。本發(fā)明已經克服了現有技術的這些問題。在一個實施方式中，微型針100由諸如的熱塑性材料制成。具有54mpa的拉伸強度；因此，微型針100在被裝載時應該避免超過這個值的應力集中。微型針100更有可能在應力集中的位置處(即，在尖拐角或幾何過渡處，諸如微型針100向外擴大以形成底部130的點)失效。可形成其他應力集中區(qū)域，在這些區(qū)域中，微型針100連接到支撐構件160(如針對本文中描述的貼片105或微流體裝置在其他實施方式中描述的)。將引起微型針100失效的裂縫也將從最大拉升應力的區(qū)域開始傳播。當用1060制造時，對微型針100的模型執(zhí)行有限元分析(fea)。如圖3所示，發(fā)現當向微型針100的頂端120施加7.5×10-4n的橫向負載時，在微型針100的主體110和支撐構件160之間的過渡處出現最高表面應力(馮米澤斯)。結論是，當微型針100在其頂端120被橫向加載時，微型針100最可能在最高應力的點處失效。該負載情況模擬在用于制造微型針100的脫模處理和刺穿皮膚期間可受到的力。圖4中的微型針100的等值線區(qū)域代表當頂端120處被橫向施加負載時沿著微型針100的馮米澤斯應力的區(qū)域。通過將圖3和圖4中的底部130周圍的等值線進行比較，可發(fā)現應力等值線擴散在整個底部130上并且通常由于擴大底部130而使大小較小，從而使微型針100逐漸過渡到支撐構件160或基板中。因此，圖3明確表明，在沒有擴大底部130的情況下，微型針100可能容易在其底部130發(fā)生斷裂，因為表面應力是至少20mpa。對于擴大底部130，所實現的最大應力是10mpa并且在底部130和主體110之間的過渡部分正上方出現。因此，將微型針100的底部130擴大以提供過渡到支撐構件160中的彎曲凸緣，這將在微型針100與支撐構件160的連接處變強(避免應力集中)，如圖3和圖4所示。除了因點負載和應力帶來的可能失效之外，如果主體110的軸半徑對于所施加力而言太小，則微型針100會由于屈曲而失效。用歐拉公式來計算針對屈曲的臨界負載力f：這里，e是塑料的彈性模量，i是截面慣性矩，l是軸長度，作為常數的k稱為取決于柱支撐件的模式的有效長度因子。出現微型針100的底部130在所有方向上被固定而頂端120自由橫向移動(k＝2)的這種情況。以下，在表2中示出按照本發(fā)明的一些實施方式的微型針100的取樣值。表2假定針的頂端120的接觸面積是1μm2，則臨界屈曲負載時的皮膚壓力將是106mpa，即比最終皮膚強度(30mpa)高至少四個數量級。雖然可使用3d立體光刻過程來形成中空的微型針100，但當使用大批量制造技術時，可難以準確地復制內腔。例如：形成中空微型針的3d母模，然后用pdms材料來填充模具，以形成陰模具。雖然精密地復制微型針的外部形狀，但通過微型針的中央孔或腔的材料的流體變成嵌入腔內并且使得對于中空微針中的一些難以去除pdms材料。軟壓印是用于將形狀傳遞到材料的技術?？蓪峄蚶涞牟牧线M行軟壓印并且軟壓印將模具的形狀傳送到將借助壓力被模制的材料。然而，通過軟壓印來復制中空微型針100由于針對pdms的陰模具而言的微型針腔的脆性和規(guī)模而存在問題。因此，微型針100被構造成提供開口通道140，以利用毛細管壓力沿著微型針100將流體傳遞到貯液器150中。在圖9至圖12中示出這種微流體裝置的實施例。不存在中央腔，由此使微型針100是實心的并且適于借助軟壓印和批量生產來制造。開口通道140將流體從微型針的主體110導向微型針100的底部130中的貯液器150。微型針100的開口通道140借助毛細管作用或“毛細效應”來傳遞皮下流體。因流體和微型針100的外表面115之間的接觸角θ，產生迫使被動填充開口通道140的毛細管驅動力。接觸角θ應該小于90°，以產生用于針的被動填充的毛細管力。那么，這限定了親水表面。此外，流體/空氣界面(彎月面)的彎曲矢量應該被引導背離界面的流體側以用于毛細管填充，如楊-拉普拉斯公式所定義的。其中，n是與表面正交的單位矢量(被引導背離流體成為氣相)，是散度算子，γ是針對水/空氣的表面張力(72×10-3n/m)，針對流體/空氣的56×10-3n/m，并且r1和r2是表面的主半徑。如果r1和r2是負的，則它們相對于流體表面向上凸，所以流體內的壓力小于氣相中的壓力(δp>0)。對于親水表面，流體沒有從開口通道泄漏，前提是流體內達到壓力低于臨界泄漏壓力pleak，臨界泄漏壓力pleak取決于通道的開口部分的寬度w、流體的表面張力γ和接觸角。因此，對于pleak微型針的開口通道140排放的寬度的實施例是大約20μm。圖5示出通過可具有圓形或正方形輪廓的開口通道140的橫截面。圍繞通道140的周緣粗線指示通道140的潤濕壁。如果接觸角是67.5°并且表面張力是56×10-3n/m，則泄漏壓力是大約5kpa。毛細管壓力是大約30mmhg(4kpa)，所以有可能在表面張力沒有太低的前提下，開口通道140將不泄漏，并且通道寬度142在10-20μm的范圍內。圖5a示出沿著微型針100的主體110延伸的開口通道140的剖視圖。通道140的寬度142是24μm。用流體填充微型針100的毛細管驅動速率取決于多個因素：接觸角(<90°)、流體的粘度和毛細管半徑。將花費大約18毫秒來填充具有30μm的寬度142和67.5°接觸角的650μm長的通道140。在后面的實施方式中，微型針100的陣列優(yōu)選地一體形成在支撐構件160上，以制造貼片105。對于這些實施方式，在支撐構件160的平面中，可在支撐構件160中形成貯液器150(參見圖9)。在微型針100的陣列設置在支撐構件160上的情況下，每個微型針100的開口通道140從主體110和底部130延伸到支撐構件160中，以將流體傳遞/遞送進出貯液器150。微型針100、開口通道140和貯液器150設置在貼片105的收集面上。在該貼片105中，當通道130從微型針100的主體100過渡到支撐構件160時，通道130將方向改變90°。那么，隨著通道140通過過渡部分148并且通向貯液器150，通道140的寬度142和深度146將增大，從而使可收集的流體的體積最大。在沿著橫截面增大的開口通道140的點處，彎月面的曲率將減小，因此，毛細管壓力也將減小。保持凹的彎月面將允許流體在開口通道140內連續(xù)流動。因此，流體流的方向是朝向氣相，前提是流體彎月面的平均曲率是凹的(公式1)。通道140的圓形橫截面的半徑不應該以比流體和通道壁144的接觸角θ確定的臨界值大的速率增大。通道的發(fā)散度由它與中線所成的角度來限定。如果流體彎月面和通道壁144之間的接觸角θ與如圖6中所示的通道發(fā)散角度β之和小于90°，則彎月面將持續(xù)是凹的，并且將沿著發(fā)散通道140抽取流體。θ+β<90°公式3針對軸對稱發(fā)散通道的抽取流體的毛細管壓力pc是：其中，γ是表面張力，是彎月面的曲率，r0是發(fā)散通道的入口半徑，并且s是沿著發(fā)散通道的距離?？上蚱叫械陌l(fā)散板應用同一公式，其中，a0是通入發(fā)散板處的板間隔的一半：隨著發(fā)散角度增大，毛細管壓力減小。另外，毛細管壓力將沿著通道減小，如在圖7和圖8中用曲線圖示出的?？墒褂靡陨系墓?針對具有高尺寸比的矩形橫截面來近似計算毛細管壓力。其中，a0是板間隔的一半(矩形橫截面的較短邊)。對于開口通道流，毛細管壓力將小于針對閉合通道流的值并且通過濕周比來近似計算它(參見圖5)。血液或細胞間質液從身體的皮下空間累積在貯液器150中。重要的是，貯液器150可累積足夠體積的流體來促成有意義的分析。在一個實施方式中，貯液器150具有100μm的深度152、100μm的寬度154和100μm的長度156，從而提供納升容積。如上所述，貯液器150的寬度154由通向井中的通道140的發(fā)散角度限制。在一個實施方式中，支撐構件160的開口通道網絡149可初始地用凝膠填充或由用于分析物檢測的試劑進行表面處理。然后，分析物通過擴散被傳送到貯液器150。因此，這個實施方式提供了連續(xù)監(jiān)視所抽取的皮下液體中的小分子(諸如，葡萄糖、電解液或其他代謝物)的方法。在另一個實施方式中，個體貯液器150可被構造成提供入口和出口(打開或關閉)，由此提供通過微型針100的基板或支撐構件160的通道，使得皮下液體可被抽取到微型針100的背面(或反面)的容器中。貼片105的反面與微型針100從其延伸的貼片105的收集面相對。該容器可用于收集流體以進行傳送或者可容納用于床旁檢測的分析物傳感器。毛細管壓力是產生血液或細胞間質液流入開口通道流體收集網絡149中的驅動力(參見公式7)。哈根—泊蕭葉公式是針對沿著圓柱形管的完全建立的層流的壓降δp的物理定律。將此應用于估計開口通道流體收集網絡149的填充速率。其中，l是管內液柱的長度，μ是流體粘度，q是流量并且r是通道的半徑。假定毛細管壓力等于沿著管的壓降(即，公式等于公式7)，那么：其中，v(l)是氣體流體界面的平均速率。因此，空氣/血液界面速率大致與液柱的長度和粘度成反比，并且與通道的半徑和毛細管壓力成正比。通過相對于通道長度求積分來尋求填充時間：那么，針對通道流的雷諾數是：以下的表3提供了針對由毛細管壓力驅動的通道流的典型值。參數值血液的粘度(μ)4×10-3pa.s血液的密度(ρ)1060kg/m2通道中的液柱的長度(l)0–10-3血液表面張力(γ)55×10-3n/m接觸角(θ)°45°–89°通道半徑(r)15–50x10-6血液/空氣界面速率(l＝600μm)16×10-3m/s填充時間(l＝600μm)18×10-3s雷諾數0.13表3如上所示，用于微型針100的開口通道140的預期填充時間是18毫秒。由諸如環(huán)烯烴聚合物的熱塑性聚合物制成的微型針100是疏水性的。為了提供如上所述的所有優(yōu)點，需要進行表面改性以將接觸角θ減小至小于90°，從而對微型針100進行毛細管填充。非常疏水性的表面(潤濕角大約是30°)的優(yōu)點是用于將流體抽吸到微型針100中的較高毛細管壓力。此外，通道網絡149可具有較大的擴散角度(公式4)，由此提供更快的填充。然而，小潤濕角將導致泄漏壓力減小(公式2)。因此，選擇最佳接觸角一直要在泄漏和填充之間進行權衡。存在用于將疏水性表面轉換成親水性表面的多種化學和物理方法。這些方法包括：a)沉積諸如金或銀的金屬層；b)對表面進行氧等離子體處理，以將正負電荷引入表面；c)通過聚焦等離子體來進行離子注入；d)用表面活性劑(諸如普流羅尼類的兩性分子)來處理表面；以及e)用強堿或強酸對表面進行化學改性。在微流體裝置的性能的后續(xù)實施例中，進行選項b)，以如下地將由諸如熱塑性環(huán)烯烴聚合物制成的zeonor復制微流體裝置的表面從疏水性轉換成親水性。用氧等離子體處理來進行表面改進，以將接觸角減小至低于70°，以便對裝置進行毛細管填充。使用具有50wrf功率和340毫托壓力的氧等離子體蝕刻機/灰化機(pe-250等離子體蝕刻機，dentonvacuum公司，usa)對zeonor微流體裝置執(zhí)行氧等離子體處理20分鐘。氧灰化處理導致接觸角下降低于70°，持續(xù)至少2周。另選地，只可處理貯液器和開口通道的內表面，以致使它們具有親水性。貯液器和開口通道的內表面用于傳遞或傳送體液或藥劑/藥物。此外，可留下微流體裝置的其他表面具有相對疏水性，以改進通道和貯液器的泄漏壓力。微流體裝置的內表面和外表面之間的疏水性差異可明顯有助于流體傳送的效率和容量，尤其是，隨著通道和貯液器的各個泄漏壓力增大。某些體液(例如，血液)可潤濕疏水性表面，因為它包含用作表面活性劑的蛋白。在將要傳遞血液的這些情況下，不必對微型針100的表面115進行改性。還可使用表面化學來引入諸如聚乙二醇的非污垢層和諸如抗體、具有分析物結合域的重組融合蛋白(例如，單個改變fv抗體)的選擇性配體。還可用金納米圖案化對貯液器150進行改性，金納米圖案化因引發(fā)的表面等離波子而急劇放大被吸收信號或熒光信號。微型針100可被構造成包括多個微型針的陣列，如之前結合支撐構件160進行描述的。微型針100陣列的實施方式在圖9中被示為貼片105。微型針貼片105是使用開口通道網絡149與多個貯液器160連接的微型針100的陣列。微型針貼片150由以下元件組成：a)微型針100的陣列，每個微型針具有用于抽取血液或細胞間質液的至少一個開放通道140。b)用于原位(床旁診斷)收集/測量血液分析物的至少一個密閉的貯液器150或用于將貯液器150連接到貼片105的底板的至少一個開放貯液器150，流體和細胞可被收集在貯液器中，以便進行分析。c)將微型針100的陣列連接到所述至少一個貯液器150的支撐構件160。參照圖9至圖17，示出微型針貼片105的各種實施方式。為了增大血液收集體積，可使用不止兩個微型針。為了增加血液收集時間，不止一個微型針100連接到每個貯液器150。在一個實施方式中，兩個微型針100連接到每個貯液器150(參見圖12)。貯液器150的尺寸通常是100×100×100μm，以提供1納升的容積。另選地，可使用具有不止一個微通道的微型葉片設計來增加血液體積，如參照圖32至圖35描述的。圖10示出在兩個微型針100之間延伸的貯液器150的平面圖。隨著開口通道140沿著微型針100延伸，開口通道140保持恒定寬度142。通道140從微型針100平滑過渡到貼片105的支撐構件160中，并且當它橫穿支撐構件160時開始發(fā)散。通道140最終過渡到貯液器150中，貯液器150大致設置在兩個微型針100之間的半途。通道140的寬度142是大約20微米。通道140或貯液器的深度在圖12中示出并且是大致100微米。因此，貯液器的深度與寬度的兩個尺寸比是5:1，可通過本文中描述的新型壓印技術來準確地復制該兩個尺寸比。貯液器150的半徑大致是130微米。圖11示出一對微型針100，這兩個微型針100的中線被設置成分開630微米。隨著通道140沿著主體110延伸，通道140的深度146是大致30微米。穿過底部130的通道140的深度147減小至24微米。主體110的整體長度是700微米。頂端120的長度是150微米。微型針100的底部130的長度是大約150微米。圖12示出用虛線示出的一對貯液器150，每個貯液器150穿入支撐構件160，達大約100微米的深度152。圖12還示出開口通道140發(fā)散到貯液器150所在點處的過渡半徑。該過渡部分148的內徑是大約404微米并且該過渡部分148'(從開口通道的底部測得的)外徑是大約430微米。過渡半徑在圖12的正視圖中被示出為將通道140的底部連接到貯液器150的底部的曲線。圖13示出圖9的貼片105的俯視圖。從這個視角可以看到，微型針100的擴大底部130幾乎是本體110的寬度的兩倍。微型針100的底部130從75微米的半徑擴大至在底部130和支撐構件160之間的連接表面處的140微米的半徑。當在底部130和支撐構件160之間的連接表面處測量時，通道140具有40微米的寬度142。圖14和圖15示出四微型針陣列的立體圖。相比之下，圖16示出具有32微型針陣列的貼片105和將三個或四個微型針100連接到每個貯液器150的開口通道網絡149。圖16是與支撐構件聯接的多微型針的立體圖，該立體圖示出多個微型針和貯液器之間的空間關系。開口通道網絡149以規(guī)則柵格狀圖案分布在支撐構件160上，其中，微型針和貯液器150在沿著柵格的每個相鄰交叉點處交替。以這種方式，圍繞貼片105的周緣的貯液器150將均與三個微型針100連通，并且在貼片105中央的貯液器將均與四個微型針100連通。這樣減少了獲得皮下液體樣本所需的時間。圖17是圖16的貼片105的放大立體圖。在這個實施方式中，每個微型針100具有沿著微型針100的長度延伸的至少三個開口通道140。設置在貼片105中央的微型針100具有在微型針100上延伸的四個開口通道140。設置在貼片105周緣的微型針100具有在微型針100上延伸的三個開口通道140。通過將多個微型針100與多個貯液器150組合，可實現更高效的收集時間，從而使得對患者進行更高效且更少創(chuàng)傷的過程。根據皮下液體是將被進行原位測試還是被收集到用于場地外測試的容器中，圖17中的收集貯液器150可以是待打開的，部分打開的或閉合的。為了在場地外進行傳送，針對具有敞開貯液器的設計，必須減少來自貯液器的蒸發(fā)。在一個替代方式中，通過形成具有凹形形狀的母模貯液器來部分地閉合貯液器。也就是說，貯液器的最靠上開口比貯液器的剩余部分的最寬幅窄，或者圍繞貯液器的上部開口形成部分閉合唇部。在另一個替代方式中，可滲水隔膜可被結合到通道和/或貯液器的頂部。在又一個替代方式中，使用過后的整個微流體裝置可被浸沒在油質溶液中，以防在傳送期間蒸發(fā)。另外，參照圖18在本文中描述了制造用于傳遞體液的微型針100的方法。該方法廣義地包括以下步驟：(a)利用微型針100的母?；蛟?，用彈性材料鑄造模具，微型針100具有：主體110，其在第一端112處具有用于刺穿表皮層的尖頭頂端120；底部130，其在主體110的對向第二端114處；以及開口通道140，其沿著主體110的側面從第一端112延伸到第二端114；(b)將熱的熱塑性材料施加到陰模具中，以形成復制的微型針100；以及(c)將模制的微型針100與陰模具分開。具有至少650微米長度的微型針100將刺穿皮下毛細血管床。之前嘗試的用于制造長度足以刺穿皮下毛細血管床的微型針100的方法(包括深反應離子蝕刻(drie)或傳統的3d打印)不能夠提供足夠大的幾何精確度或尺寸準確性來得到之前文中提到的微流體裝置的所期望特性。這些特性是成形形狀和凹部的柔性和精確度，還有刺穿微型針的銳利度和微型針軸的平滑表面拋光度。深反應離子蝕刻(drie)是現有技術中的用于制造微型針100的普及方法。使用drie微型針100，通過一般理解欠佳的各向同性和各向異性蝕刻的物理現象來控制幾何形狀。使用各向異性蝕刻來產生微型針的主體110，從而產生豎直側壁。相比之下，通過各向同性蝕刻處理來限定微型針的頂端120并且不能實現具有幾何穩(wěn)定性或精確再現能力的比500微米長的微型針100。3d光刻能夠提供亞微米分辨率，但具有緩慢的打印速率，該打印速率致使它不適于經濟批量制造。例如，制造單個微型針100會花費10分鐘至40分鐘，而具有許多微型針和貯液器的陣列的微流體裝置會花費許多小時。然而，目前公開的方法使用3d光刻來用光致抗蝕劑制造精確的母模，該母模包含對于皮膚穿刺和皮下液體收集而言最佳的幾何設計。然后，可使用光致抗蝕劑母模，以使用“軟壓印”的改進工藝來制造復制的微流體裝置。軟壓印的改進工藝可允許經濟地批量制造微流體裝置。3d光刻獲得計算數據并且直接應用尺寸和細節(jié)來形成3d模型。這樣提供了亞微米分辨率的幾何準確性，該幾何準準確性可使微型針100足夠尖，以便用小力量來刺穿皮膚。將3d光刻應用于微型針制造帶來以下的優(yōu)點：a.最佳針幾何形狀的計算機輔助設計(cad)，該設計使用了對針長度的結構分析和皮膚刺穿力?？梢悦撾x電子圖來準確地制造這些設計。b.開口通道140的設計，所述開口通道用于順著微型針100的側面將流體流在毛細管作用下吸到貯液器150中以便進行分析物分析。c.復雜微流體裝置的cad。3d光刻的缺點在于，由光致抗蝕劑形成的母模會是易碎的并且不適于生物醫(yī)藥應用。另外，對于3d光刻，要在分辨率和制造速率之間進行權衡。為此目的，使用改進的“軟壓印”來由得到醫(yī)療許可的熱塑性聚合物制造微型針100和微流體裝置，這給母模的3d光刻的制造精度提供了改進的軟壓印復制處理的批量制造。為了復制微流體裝置而選擇的熱塑性材料還為用于制造微流體裝置的母模形式的3d光刻uv可固化樹脂/光致抗蝕劑提供了優(yōu)異的機械性質。圖18中示出的軟壓印處理包括以下步驟：a.根據3d光刻母模1810、1910鑄造1812硅橡膠陰模具；b.將醫(yī)療級熱塑性聚合物(例如，環(huán)烯烴聚合物)熱壓印1814進入硅橡膠陰模具；c.允許熱塑性聚合物冷卻至室溫1816；以及d.將固化的熱塑性微型針100溫和脫模1816，而沒有使微型針破裂。作為以上步驟b的替代，紫外光(uv)固化或催化劑固化可用于適宜的樹脂或塑料，以替代將熱塑性材料升溫至超過其玻璃轉變溫度。在隨后的步驟c中，可接著酌情施用固化試劑，例如，在步驟c中，將安排uv光或預混合催化劑的時間，以使樹脂膠化和硬化。有利地，可多次反復使用(條目1818，圖18)模具，以進行壓印并進一步復制出更多的微流體裝置。迄今為止，發(fā)明人已經發(fā)現，可重復使用模具超過18次，而微流體裝置的細小或較大特征沒有顯著劣化。為了進一步調節(jié)圖18的制造過程，可通過新壓印處理來制造1820多個輔助母模。輔助母模或模板1820可用于制造多個彈性體模具，以借助如圖18中所示的迭代處理來復制微流體裝置。輔助母?？勺鳛殛嚵胁贾迷趩蝹€復合模具上，使得用每個壓印周期來制造多個微流體裝置。例如，單個母模1810可用于產生可按陣列布置以形成復合模具的100個輔助母模。復合模具可具有100×100個微流體裝置對應模具1822、1824、1826。因此，隨后產生10,000個復制微流體裝置1828、1816，其中，每個壓印周期在交替的復合模具1822、1824、1826中使用較高密度的裝置?？捎眯×α渴龟幠＞叩墓柘鹉z變形。硅橡膠易彎，達到即使當貼片105的表面沒有完全凸起時也可對微型針100和貼片105進行模制和脫模而不損壞微型針100的程度。也就是說，如果在微流體裝置中存在一些凹形腔體或凹部，則彈性體模具材料會變形，足以能夠將其完全從通向貯液器或部分打開通道(例如，圖5的部分打開通道)的減小孔口移除。這是因為陰模具會變形，而沒有向微型針100施加任何顯著的應力。在使用硅酮陰模具的制造處理中，一旦鑄造好，就可用于模制多個微型針貼片。然而，陰模具具有有限的壽命并且在將微型針脫模時受損或喪失尺寸準確性，使得需要鑄造新的硅酮陰模具。因此，雖然將用單個硅酮陰模具制造多個貼片，但可鑄造多個硅酮陰模具，以滿足所期望的制造量。如以上參照圖18描述的。圖18提供了示出根據本發(fā)明的一些實施方式的制造微型針100或貼片105的過程步驟的流程圖?，F在，將更詳細地描述制造過程的步驟。通過3d光刻制造精確模具使用3d激光器光刻系統來形成圖2和圖15中示出的微型針100精密模具。過程控制參數如下：浸沒在光致抗蝕劑中的63倍顯微鏡目鏡光致抗蝕劑：ip-dip激光器功率：80mw掃描速度：50mm/s分層距離：最?。?.5μm最大＝0.7μm精確地聚焦3d激光，以逐層(進而分層距離)將微型針100的形式升溫并且進行固化，并且以這種方式，產生固化的3d微型針精確模具。鑄造彈性體陰模具使用硅酮彈性體來鑄造精密母模的軟陰印模。母模的優(yōu)選材料是作為sylgard184siliconeelastomerkit(dowcorning,midland,miusa,www,dowcorning.com)供應的聚二甲硅氧烷(pdms)。優(yōu)選的pdms與10:1的堿：固化試劑的比率一起使用。然后，在大致1至2小時內在室溫下在真空腔室內對pdms模具進行脫氣，隨后在大氣壓下在60°至65°下進行固化，靜置過夜。然后，從母模剝離模具。用于模具的替代彈性的彈性體材料還可包括：聚氨酯彈性體合金、橡膠和乳膠。使用彈性體陰模具的熱壓印熱塑性部件初始地，嘗試通過使用原生的“carver”壓力機和固化pdms陰模具利用“軟壓印”來制造復制熱塑性微型針。將熱塑性材料顆粒(1060r)裝載到pdms模具中，然后，在軟壓印處理期間，將該模具放置在兩個不銹鋼板之間。優(yōu)選的熱塑性材料是品牌為(zeon公司，www.zeon.co.jp)的環(huán)烯烴聚合物(cop)。用于形成微型針的替代材料包括得到醫(yī)療許可的諸如聚四氟乙烯(ptfe)、聚醚醚酮(peek)、聚苯乙烯和聚碳酸酯的其他熱塑性材料。為了提供良好(準確)的復制品，壓印力必須足夠高，以諸如在更原生的“carver”壓印機的情況下的克服(或待熱壓印的替代熱塑性材料)的粘性力。相比于冷卻后的熱塑性復制微流體裝置，pdms模具本身是具有較小模量的彈性體。pdms的模量在360至870pa的范圍內。必須保管好pdms模具，相比于以下進一步描述的其他重新配置的壓力機，在用諸如“carver”壓力機的更原生壓力機進行軟壓印時，沒有施加過大的力。過大的力將導致pdms模具發(fā)生幾何變形，進而導致成品微型針100或貼片105中有幾何缺陷。在制造原型微型針100時，發(fā)現在100℃的壓印溫度下施加150n的壓印力30分鐘將一直得到很好的復制品。使用以上的壓印參數，在壓印的熱塑性微型針100內沒有形成氣泡。熱塑性裝置的冷卻和脫模在冷卻至環(huán)境溫度之后，從pdms彈性體模具上剝離熱塑性針。只要在脫模力低于模具的拉伸強度，彈性體模具就會發(fā)生變形，而沒有破裂或缺陷。pdms的拉伸強度是2.24mpa。其他方法和設備：在其他實施方式中，使用photonicprofessionalgt系統(得自nanoscribegmbh，germany)通過兩光子聚合來制造原始的微型針或微流體母模。母微型針由nanoscribegmbh開發(fā)的被稱為“ip-dip”或“ip-s”的uv可固化光致抗蝕劑制成。如上所述，該光致抗蝕劑可以是脆的，對于制造數個模具而言不夠堅固。根據參照圖18的描述，輔助母模可由第一母模制成以由更堅固、更硬、更耐用材料形成輔助母模。隨后，可使用該輔助母模來以單個、雙重、四重形式等形成多個硅模具。然后，可使用它來進一步加速制造處理，因為可形成單個硅模具在單個軟壓印步驟中制造多個微型針100。已經開發(fā)作為微流體裝置的一部分的微型針，用于無疼痛皮膚刺穿以進行經皮藥物輸送或體液取樣。微型針和/或微流體裝置的臨床應用需要用于皮膚刺穿以及真皮和微流體裝置的診斷或藥物輸送部分之間的流體和分子輸送的特定幾何特征?，F有技術的制造方法缺乏具成本效益的大規(guī)模微型針陣列制造和微流體裝置制造所需的精度和速度。這里所描述的改進的新型壓印允許快速復制可刺穿進入真皮中的長(>600微米長或高)、纖薄、機械穩(wěn)定和堅固的微型針。另外，還可復制帶有用于流體傳送、貯存和分析的微流體通道和/或貯液器/井的微型針，以形成微流體裝置或貼片?？赏ㄟ^加層制造過程(諸如，如例如在han,m.,d.-h.hyun,h.-h.park,s.s.lee,c.-h.kim,和c.kim的“anovelfabricationprocessforout-of-planemicroneedlesheetsofbiocompatiblepolymer”journalofmicromechanicsandmicroengineering,2007.17(6):p.1184中描述的光刻電鑄)來容易地制造具有微型針的微流體裝置的母模。另選地且優(yōu)選地，可例如使用兩光子聚合處理：gittard,s.d.,a.ovsianikov,b.n.chichkov,a.doraiswamy和r.j.narayan，“two-photonpolymerizationofmicroneedlesfortransdermaldrugdelivery”expertopindrugdeliv,2010.7(4):p.513-33；doraiswamy,a.,c.jin,r.j.narayan,p.mageswaran,p.mente,r.modi,r.auyeung,d.b.chrisey,a.ovsianikovandb.chichkov，“twophotoninducedpolymerizationoforganic–inorganichybridbiomaterialsformicrostructuredmedicaldevices”actabiomaterialia,2006.2(3):p.267-275；以及ovsianikov,a.,b.chichkov,p.mente,n.a.monteiro-riviere,a.doraiswamy和r.j.narayan，“twophotonpolymerizationofpolymer-ceramichybridmaterialsfortransdermaldrugdelivery”internationaljournalofappliedceramictechnology,2007.4(1):p.22-29)。優(yōu)選的母模制造技術可準確且精確地用cad制造特定的新型微型針和微流體裝置特征。然而，微型針和微流體裝置制造所需的達到500nm的亞微米分辨率需要對于單個裝置可以是許多小時的打印時間。然而，這種3d打印技術可制造在批量制造中可被復制的微型針和微流體裝置的足夠堅固的母模。例如，由發(fā)明人通過photonicprofessionalgt系統(nanoscribegmbh,germany,www.nanoscribe.de)在22小時內制造如圖19中所示的母模微型針貼片/微流體裝置。圖19是形成微流體裝置1910的具有貯液器的微型針陣列的得自掃描電子顯微鏡的示意性照片。另外，參照圖9至圖12示出和描述了圖19的微流體裝置。微流體裝置1910是通過photonicprofessionalgt3d打印系統(nanoscribe,www.nanoscribe.de)的兩光子聚合和打印技術用cad(solidworkstm)進行微/納米打印的原型設計。這個相對最近的高速微型納米打印系統在浸入激光光刻(dill)功能以及如本文中別處描述的其他操作參數和配置的情況下使用。如本文中別處描述的，使用pdms的硅酮彈性體來鑄造母模微流體裝置1910的模具。陰模具準確地復制3d打印原型設計的母模的500nm細小特征和較大的微型針和貯液器特征，例如，如參照carvalho，b.、e.schilling、n.schmid和g.kellogg的“softembossingofmicrofluidicdevices.inproc.7thint.conf.onminiaturizedchemicalandbiochemicalanalysissystems”:microtas2003(squawvalley,ca,usa,5–9october2003)2003.討論的。彈性體陰模具用于在改進的新型軟壓印過程中對熱塑性材料進行壓印。用于該應用的最佳熱塑性材料應該具有低熔融粘度并且具有相對于彈性體模具的高親和性。高親和性可被表現為都是疏水性的熔融熱塑性材料和pdms之間的小接觸角。換句話講，熔融熱塑性材料“潤濕”容易在高移動表面地流過模具表面和凹部時“潤濕”模具。因此，通過熱塑性材料和壓印溫度下的模具表面性質之間的這種匹配，對于熔融熱塑性材料而言，需要極小的壓力(如果真的有)來容易地滲入陰模具的較細小特征。也就是說，在給定適宜的構造、表面性質和充足時間的情況下，可在模具凹部中出現熔融熱塑性的表面流。用于匹配pdms的合適熱塑性材料是如本文中在別處描述的zeonor1060r。將模具放置在壓力機的最靠下不銹鋼板的最上方，使得模具的凹部面向上。然后，將一個或兩個小熱塑性材料顆粒裝載到模具上。熱塑性材料顆?？删哂写笾?mm直徑×4mm長的大致尺寸。每個模具具有大致20mm的直徑并且可具有壓印到其內的許多微流體裝置。然后，使壓力機的最上方不銹鋼板與顆粒進行觸摸接觸，如計算機受控壓力機所檢測到的。這兩個不銹鋼板具有與模具大致相同的直徑。然后，將壓力機的兩個板連同模具和熱塑性材料顆粒一起密閉在恒溫腔室中，并且以計算機受控方式進行加熱，如圖20所示。始終使用的是大氣壓。圖20是示出隨時間推移的恒溫室中的對應溫度和所施加的對應壓縮/法向力的示意性曲線圖。初始時間段2010在沒有向熔融熱塑性材料施加任何大力量的情況下升溫至160℃，同時仍然保持熔融熱塑性材料和上部板之間的接觸。160℃的充足溫度被選定在超過熱塑性材料的玻璃轉變溫度(對于zeonor，tg＝100℃)的55℃至65℃的大致范圍內。另選地，充足溫度可在超過玻璃轉變溫度的30℃至55℃的大致范圍內。該高模制溫度充分減小了熔融熱塑性的粘度，使得它容易地流過并且滲入模具腔體。另外，因均為疏水性的熱塑性材料和模具的類似表面性質，毛細管張力還輔助以在施加的非常低的壓力下完全填充模具凹部/腔體，而沒有包含空隙或氣體。因此，不必對pdms模具進行真空處理，因為在壓印期間在任何模具腔體中沒有捕獲大量的空氣。為了保持此pdms模具的完整性，避免比大致160℃高的溫度。另外，未發(fā)現較高的溫度使細小特征分辨率提高，因為復制的裝置具有受母模和母模制成方式控制的大致500nm的細小特征極限。對于壓印操作，將溫度緊密保持成設定溫度，如以下針對所使用的壓力機詳述的。優(yōu)選地，+/-1℃或更優(yōu)選地，+/-0.1℃。然而，在壓印操作之間，可將溫度設置在帶來相近結果的大致155℃至165℃的范圍內。第二時間段2012或壓縮階段2012是在針對20mm直徑板的19.52±0.64n(平均值±標準偏差)的恒定力下以受控制的穩(wěn)定方式將上部板朝向下部板的時間。這里給出的力范圍是許多壓印操作內的平均。通常，針對特定壓印行程施加的力比這里給出的平均更加恒定，參見以下。在足夠用于徹底加熱和熔融熱塑性材料顆粒的時間之后開始壓縮時間段2012，否則會出現模具受損并且導致復制不良。壓縮時間段2012一直持續(xù)，直到所施加的法向力將變得不穩(wěn)定之前不久。所施加壓縮力的不穩(wěn)定性對應于已經前進至具有突出彎月面的板邊緣的熱塑性材料的體積流，突出彎月面有可能造成不能夠保持恒定壓縮力。過大的壓縮力會使pdms模具變形，應該予以避免。pdms具有大致750kpa的楊氏模量。因此，20mm直徑的模具經受大致19n的設定壓縮力，該設定壓縮力對應于兩個板之間的60kpa的大致設定壓縮壓力。60kpa的壓力遠低于pdms模具的楊氏模量和任何可察覺變形。優(yōu)選地，將設定的壓縮壓力的變化保持在+/-1kpa或更優(yōu)選地+/-0.1kpa。另選地，可如下所述地由受計算機控制的壓力機來設置設定壓力。然后，開始第三時間段2014，以大致同時降低溫度和壓縮力，如圖20所示。在第四時間段2016中，將模具和熱塑性材料進一步冷卻至大致10℃至15℃，在恒定的力(1.6n)下將該溫度保持15-20分鐘，以確保熱塑性材料在冷卻后的模具中完全凝固。然后，容易可靠地從模具剝離凝固的熱塑性微型針陣列和諸如貯液器的關聯結構，而沒有破裂、變形或缺陷。應該容易理解，除了使熱塑性材料循環(huán)的溫度之外的其他凝固試劑可用于形成復制微流體裝置，例如，使用如本文中別處描述的用于合適樹脂或塑料的uv固化或催化劑。另外，可調節(jié)這些替代樹脂和塑料的表面流性質，以實現與以上針對熱塑性材料所描述相同的效果。圖21至圖23是示出新壓印過程的其他處理參數的示意性曲線圖。在圖21至圖23中還示出參照圖20描述的各個時間段。圖21是在壓板之間的間隙和所施加的壓縮/法向力的曲線圖。圖22是壓板之間的間隙和包圍這兩個板、模具和熱塑性材料的恒溫腔室中的溫度的曲線圖。圖23是過去的時間和兩個壓板之間的間隙的曲線圖。圖24是從圖19的母模得到的復制微流體裝置的得自sem的示意性照片。在圖24的復制品中，圖19的母模的所有細小特征和大特征的準確和精確重現是顯而易見的。另外，在將圖24的復制微流體裝置插入兔子皮膚中并且抽出之后獲得的圖24的復制微流體裝置的照片。以下，描述復制微流體裝置的完整性和堅固性。為了實現溫度和通過壓板施加的法向力的穩(wěn)定和高度受控制性質，受計算機控制的流變儀適用作緩慢的等溫施壓。適于使用的精密的受計算機控制的流變儀是malverninstrumentsltd.(worcestershire,uk,www.malvern.com)制造的“kinexuspro+”流變儀。其優(yōu)異的性能特性的實施例如下：法向/壓縮力分辨率0.5mn，法向力響應時間<10ms，法向力范圍0.001n至20n(選擇性地，50n)，恒溫溫度范圍-40℃至200℃并且溫度分辨率0.01℃。相比發(fā)明人之前用原生“carver”壓力機進行的試驗，只可施加大致兩倍至三倍或不止于此的壓力，并且發(fā)現有可能由于模具失真，使微型針的細小特征化頂端有缺陷。另外，被重新配置為緩慢等溫壓力的kinexus流變儀提供了非脈沖壓縮。也就是說，熔融熱塑性的前進流規(guī)則并且平滑地前進跨過模具表面和凹部。相比之下，現有技術中的更原生壓力機配置往往會在顯微級別下有粘附和脈沖或跳動。相比于優(yōu)選地如上所述的彈性體模具，更多剛性模具需要用于母模或仿型模的錐角，使得會在母模和所形成復制品沒有受損的情況下出現脫模。然而，對于本發(fā)明的改進的新型壓印處理，不需要錐角，因為所使用的彈性體模具在脫模期間在微流體裝置的較大特征周圍發(fā)生變形。發(fā)明人這里所使用的pdms模具在一年內至少反復使用了18次，而表面或凹部/腔體沒有可檢測到的損傷或污垢。另外，已經相對于用于原始形成模具的母模準確且精確地再造了每次制造的復制微型裝置。應該容易理解，改進的新型壓印過程的周期時間可因更快速的升溫和冷卻周期而縮短。另外，每個模具還可承載更高密度的微流體裝置。圖24的實施例是20mm直徑模具上的四個中的一個微流體裝置。在給定sem照片中示出的微流體裝置的尺寸的情況下，可通過增加模具中的裝置印模密度來得到復制裝置的高得多的輸出。圖18描述了通過制造許多輔助母模以增加復合模具內的裝置密度來擴大制造規(guī)模的一種技術。還應該容易理解，通過將這種新型壓印過程應用和適用于壓印壓印、注射成型和卷式壓印的現有技術來擴大制造規(guī)模。以亞微米保真度來復制其他微型針和微流體裝置組件的幾何形狀。微型針的長度范圍是從大致650μm至1000μm；在軸直徑是150μm和30μm(半徑或深度)的情況下，復制開口通道。還如實地復制具有以大致600微米間隔開的微型針的陣列的微流體裝置，下至母模的500nm特征限制。在下面的圖中，提供了微流體裝置組件復制的其他實施例。圖25是超尖的復制微型針頂端的得自sem的示意性照片。超尖的頂端具有與用于制造母模的打印分辨率對應的大致500nm的曲率半徑。圖26是關于復制微流體裝置的貯液器的1微米周緣唇部2610的得自sem的示意性照片。圖27是在每個圓錐形微型針的底部處具有貯液器的復制圓錐形微型針的得自sem的一套三張的示意性照片。還示出了開口通道，該開口通道沿著每個微型針的側面從超尖頂端延伸到微型針底部處的貯液器。以下，參照圖32至圖35描述具有多個通道和貯液器的微型葉片。還復制中空的微型針(未示出)。中空復制微型針具有大致600微米的高度、大致30微米直徑和大致600微米深度的孔或腔。因此，孔深度與直徑的尺寸比大致是至少20:1，這可用新型壓印技術進行復制。對復制的熱塑性微型針進行機械測試，發(fā)現其是堅固的，每個微型針針對微型針上的向下的力具有大于1n的屈服強度或失效強度。每個微型針的1牛頓力顯著高于這些微型針針對皮膚所需的刺穿或插入力。另外，圖24示出在插入兔子耳朵之后的復制微型針陣列。微型針的陣列在使用過后是完好的，沒有變形或破裂。還要注意，這里用諸如zeonor的熱塑性材料復制的微型針因按折疊方式變形而失效。更脆材料的現有技術微型針往往會破裂，結果是外來物質流入真皮中。圖28和圖29是得自光學顯微鏡的示意性照片，所述照片示出了含有被復制微型針的頂端得到并且隨后被傳送到所示出的微型針底部處的貯液器的綠色染料的水性流體的攝取。對復制微型針進行表面處理，使其成為親水性的。圖28示出未填充的貯液器2810。圖29示出填充的貯液器2910。清楚的是，這里復制的微型針可容易地將流體收集到貯液器中。圖30是時間序列的四個共焦顯微圖像，所述圖像示出了熒光素溶液擴散到兔子耳朵的皮下組織中。使用圖24的復制微流體裝置將熒光素溶液從多個貯液器傳遞到兔子耳朵的皮下組織中。在五分鐘內，清楚地看到微型針陣列的皮膚內的穿刺點和圍繞每個微型針的熒光素親水性示蹤溶液的直接圓形分配。在20分鐘之后，不再看得到皮膚中的穿刺點并且熒光素示蹤溶液已經分布于整個陣列注射部位，并超出其外。圖30表明復制微型針陣列容易刺穿皮膚達到所需深度，具有開口通道的貯液器將熒光素示蹤溶液傳遞到皮膚外層下方，使得熒光素示蹤溶液可擴散到皮膚外層下方的體液。另外，非常小直徑的復制微型針允許皮膚從注射快速恢復其完整性。因此，本發(fā)明的復制微流體裝置可容易地用于將藥物/藥劑等傳遞到皮膚和與皮膚關聯的體液。使用經改造的彈簧加載筆來施加用于圖30的復制微流體裝置，從而以足夠大的速率抵著皮膚推動微型針陣列，以刺穿大體微型針的整個長度。用于復制異常尖和光滑的母模微型針的優(yōu)異的新型壓印技術允許容易將微流體裝置應用于兔子耳朵，因此允許裝置在使用過后復原。圖24示出在從兔子耳朵取出之后的圖30中使用的復制微流體裝置。圖24的裝置沒有表現出受損，如本文中別處描述的。微流體裝置可被設計成如下地承擔葡萄糖檢測分析。葡萄糖微流體檢測分析裝置可包括用凝膠填充通道和/或貯液器網絡，凝膠包含用于測量體液中的諸如葡萄糖的分析物的試劑。通道中的凝膠可順著微型針延伸。凝膠可保留檢測分析物(所需的酶例如，用于制備過氧化氫的葡糖氧化酶)，可由電化學傳感器或熒光檢測法(例如，辣根過氧化物酶、amplexred檢測分析等)來測量酶。另外，化學發(fā)光(例如，魯米諾)或電化學發(fā)光可用于它們增強的靈敏度和實時應用。例如，實時乳酸傳感器可使用電化學發(fā)光進行脈動測量。凝膠可不包括干擾物或細胞，但可允許體液中的分析物(在這種情況下，葡萄糖，或者另選地，乳酸)快速擴散到微型針井或貯液器的凝膠中。圖31是使用感光檢測器將納升容積中的葡萄糖分析物定量為所需敏感度的指標以將納升流體中的葡萄糖定量的曲線圖。在這種情況下，使用熒光顯微鏡作為感光檢測器。圖32是微型葉片3210微流體裝置的sem照片的示意圖。圖32的母模微葉片3210的特征是尖銳、直立的葉片3212。多個開口通道3214從葉片3212向下延伸。開口通道3214延伸到相對于直立葉片3212的相應的前貯液器3216和后貯液器3218中。微型葉片可用于刺穿皮膚并且抽取體液。葉片的高度和寬度分別大致是800微米和1000微米，并且按照圖33和圖34，貯液器3216、3218的容積是大致20nl。微流體裝置的這種微型葉片設計的優(yōu)點在于，相比于微型針陣列，葉片3212和多個通道3214可更有可能切割毛細血管或使毛細血管破裂。另外，相比于微型針陣列，多個較大通道可抽取更大體積的毛細血管血液和其他體液?？芍圃彀疚闹嗅槍ξ⑿歪樏枋龅膹椭莆⑿腿~片的陣列的貼片。圖33是得自微型葉片3212的cad圖的示意性正視圖。圖33還示出納米和微型打印的微型葉片母模的大致尺寸。圖34是得自微型葉片3212的cad圖的示意性平面圖。圖34還示出微型葉片母模的大致尺寸。圖35是得自微型葉片3212的cad圖的示意性立體圖。應該容易理解，可以在如本文中描述的批量制造中，容易復制圖32至圖35的微型葉片微流體裝置和其他微流體裝置設計。在該說明書中，指示方向(諸如豎直、上、下、左、右等)或旋轉的術語應該是指相對于對應的圖的方向或旋轉，而非絕對方向或旋轉，除非上下文另有規(guī)定。雖然本文中已經示出和描述了料想到本發(fā)明的最實際和優(yōu)選的實施方式，但要認識到，可在本發(fā)明的范圍內進行修改，本發(fā)明的范圍將不限于本文中描述的細節(jié)，而是將被給予隨附權利要求書的整個范圍，從而涵蓋任何和所有等效的組件、裝置、設備、制品、組分、方法、處理和技術。在本說明書中，詞語“包括”將被理解為其“開放”含義，也就是說，“包含”的含義，從而不限于其“封閉”含義，也就是說，“只由…組成”的含義。對應的含義應屬于“包括”的對應詞語及其變型(如果出現的話)。當前第1頁12