一種用于生化傳感檢測的壓電式行波微流泵的研究*

戰傳娜，張 維，李 亭，楊長銳，岳 釗，牛文成，劉國華

(南開大學電子系，天津 300071)

表面等離子體共振(Surface Plasmon Resonance，SPR)作為一種非標記光學生物傳感器技術，普遍的用于各種生物化學檢測。為了提高SPR的檢測效率，減少樣品消耗，通常將微流控技術與SPR相結合，即在SPR生物傳感器中使用微流控芯片［1］。微流泵是微流控芯片系統的核心部件，它負責為整個系統的工作提供流體驅動力，主要用于控制樣品和試劑的泵送以及廢料的排出，同時控制樣品、試劑的流量和流速。根據其有無可動閥片，微流泵可分為有閥型微流泵和無閥型微流泵。就目前的微流泵制作工藝來說，機械式的有閥微流泵［2］制作工藝比較成熟，但由于其內部存在微閥等機械可動部件，必然受到加工工藝和加工精度的限制，不利于微型化的發展趨勢。同時閥門頻繁開關，穩定性和使用壽命均受到一定程度的影響。而無閥微流泵利用了流體在微尺寸下的新特點，其原理新穎，結構簡單，容易加工，運行可靠，成本低廉［3］。本文提出了一種新型的無閥微流泵，它是在行波的驅動［4］下工作的。行波的產生方式是通過驅動控制電路產生四路(或更多)振幅相同，頻率相同，振動方向相同，相位相差90°的方波控制信號，來驅動壓電雙晶片［5］陣列，利用壓電陶瓷的逆壓電效應把電能轉換成機械振動［6］，在傳輸微通道上激起行波，使溝道內的液體沿行波方向流動。這種無閥微流泵結構簡單，制作方便，泵送液體效率高，同時可以通過控制電路實現液體的雙向泵送。本文通過理論分析、模型仿真和實驗測量，證明了這種壓電式行波微流泵用于生物傳感檢測的可行性。

1 壓電式行波微流泵的工作原理

行波和駐波是相對應的，波在介質中傳播時其波形不斷向前推進，所以稱為行波。處于波動的各點在其平衡位置處振動，而其振動狀態，能量沿波的傳播方向向前傳播。行波通?？煞譃槿鹄ê蛷澢?。行波表面的任意一點，并不是作單純上下運動，而是作橢圓運動，無閥壓電式行波微流泵正是利用彎曲波在彈性介質中的這種橢圓運動來傳遞能量，實現致動。本文中這種彎曲波是靠壓電陶瓷的逆壓電效應產生的。

其行波合成原理證明如下。

單片壓電雙晶片的正弦振動在微溝道壁上激起相應的振動，設為:

該振動在有限的微溝道壁上傳播，傳播到微溝道的另一端時發生反射，反射波為:

兩列波疊加的結果是形成一列駐波:

由于四列壓電雙晶片的振動相位分別相差90°，故產生的四列駐波分別為:

這四列駐波疊加起來，形成了在微溝道壁上傳遞的行波:

當微通道的壁面以正弦行波振動時，流體質點的軌跡近似為橢圓形。經過一個周期，由于流體的粘滯性，流體質點在初始位置有了一段很小的位移。通過重復這種運動，產生了凈流量［7－8］。

2 壓電式行波微流泵的制作

2.1 兩種不同溝道結構微流泵的設計

微流泵的溝道結構是影響微流泵性能的關鍵因素之一。為此我們提出了兩種微流泵溝道結構，第一種是直溝道的壓電式行波微流泵，其尺寸規格如下:寬100 μm，長 200 μm，高 26 μm，溝道側壁 300 μm，壓電區長8.7 mm，分布4個0.16 mm×2 mm的突起，突起的高為120 μm。圖1(a)表示直溝道的結構示意圖;第二種為鋸齒形溝道的壓電式行波微流泵。依據的是擴張/收縮管結構的不對稱導致對流體阻力的不同［4］。其尺寸規格為:進口 200 μm，出口 700 μm，擴散角6.5°，微溝道高度100 μm，側壁和頂壁厚度分別為300 μm 和200 μm，壓電區長8.7 mm，分布著4 個梯形突起，突起的高度為120 μm，鋸齒形溝道的結構示意圖如圖1(b)所示。

圖1 兩種不同溝道的結構示意圖

從圖1可以看出，這兩種溝道結構的共同特點是溝道上方都有四個突起，其作用是可以使壓電雙晶片壓下去的時候，溝道受到更大的壓力，從而有助于提高微流泵的流速。

2.2 壓電式行波微流泵的制作方法

無閥壓電微流泵大部分采用硅微加工技術制作［9］，這種制作工藝比較成熟，但是硅材料存在易碎且價格昂貴等缺陷。本文提出了一種更簡單，更易實現的微流泵制作方法，即對有機玻璃進行微加工，一方面有機玻璃具有良好的光學性能，容易加工，以及價格便宜等優點，另一方面這也是由初期的實驗都是在有機玻璃上實現決定的。其中，基底、壓電雙晶片矩陣支架、微流溝道的陽模均用有機玻璃制成，微流溝道用PDMS(聚二甲基硅氧烷)制成。

首先制作微溝道陽模，采用ProtoMat H100刻板機(LPKF公司，德國)進行微機械加工有機玻璃，制作PDMS微流溝道的陽模。ProtoMat H100屬高端電路板雕刻機/刻制機，它具有加工速度快、分辨率高，修改方便等優點，能按照成本預算及時完成復雜的制模工作。

其次是制作微流泵溝道，制作微溝道的材料是PDMS(Sylgard 184，Dow Corning)，制作方法是澆注法，這種方法具有準確性高，制作簡單，工藝周期短，對加工環境沒有特殊要求等突出優點，它可以精確復制微米級別的微結構。具體的制作過程是通過把PDMS預聚體和固化劑按一定的比例充分混合，真空脫氣后澆注到陽模上，放入烘箱中加熱一段時間制得。PDMS微流溝道的預聚體和固化劑的比例是10∶1，有機玻璃上涂覆的一層0.1 mm厚的PDMS，基底的預聚體和固化劑的比例是5∶1，分開兩個容器充分攪拌后放入真空干燥器脫氣30 min，相對真空度達到－15 psi，分別澆注在微溝道陽模和有機玻璃基底上。微溝道陽模通過注射器從上模板的針孔中緩慢注入。PDMS澆注完畢后，放入到65℃的恒溫烘箱里，微溝道陽模加熱30 min，有機玻璃基底加熱10 min后取出，將PDMS微溝道脫模，然后粘接在有機玻璃基底的PDMS上，利用范德華力，使溝道和基底粘合在一起，初步制得微流泵。

最后是PDMS溝道的鍵合和表面改性。鍵合方法采用的是熱鍵合，利用PDMS本身作為膠粘劑，將之前軟固化的微流泵繼續放在60℃的恒溫箱中加熱1 h，從而制得完全固化的微流泵。采用紫外光照射進行表面改性處理，使PDMS表面的－O－Si(CH3)2－基團轉化為－O4Si(OH)n－基團，硅羥基的增加，使PDMS的親水性得到改善。紫外處理不僅可以改善親水性，還可以增加PDMS之間的粘結強度，并實現永久封合。這種方法與等離子體氧化［10］處理相比，具有設備簡單，成本低，操作方便等優點。

PDMS微溝道粘接在有機玻璃基底的PDMS上，主要是通過范德華力粘在一起的，粘接強度很低，可承受壓力僅為 10 g/cm［11］，為了增強粘接能力，本文通過熱鍵合和紫外線照射的方法處理，可以承受的壓力得到了很大的提高［12］。

壓電式行波微流泵的核心致動部件是壓電雙晶片，制作此微流泵用的是江蘇聯能電子技術有限公司生產的壓電雙晶片 QDA－35－2.1－0.7，它采用PZTS(鋯鈦酸鉛)的壓電陶瓷材料，具有高耦合系數和高壓電應變常數，機電參數具有優異的時間和溫度穩定性。四片壓電雙晶片按間距0.1 mm平行分布，組成壓電雙晶片驅動陣列，將此驅動陣列的懸臂頂端對應溝道上的四個突起，另一端固定在基底上，即可完成整個微流泵系統的制作。

2.3 壓電式行波微流泵的驅動電路

驅動電路采用單片機控制電路，其核心控制芯片是單片機HT46F49E(臺灣盛群半導體有限公司)，此電路能夠產生四路電壓和頻率相同，相位相差90°的方波信號，并且方波信號的頻率和幅度是可調的。同時本電路也有一些附加功能，如顯示輸出方波的頻率和電壓，以及計時功能。單片機輸出的是四路相位相差90°，幅度為5 V的方波信號，所以這四路信號需要與三極管相連，利用三極管的開關作用，實現電壓放大功能。放大之后的四路方波信號與壓電雙晶片相連，利用壓電陶瓷的逆壓電效應，將電能轉化成機械能，在微流泵溝道上激起行波。

3 結果與分析

3.1 仿真結果

首先對提出的新型壓電式行波微流泵使用Fluent軟件進行流體仿真。即證明行波作用在溝道上，能夠驅動微溝道內的液體流動。

本研究中的問題并不涉及復雜的溝道情況，故利用二維模型對實際情況進行仿真。啟動Fluent二維單精度求解器，導入劃分好的網格文件，調入水的物理參數，編譯UDF定義上壁面的運動。進行求解，求解的速度等值線分布情況如下圖2所示。

圖2 行波作用下的速度等值線圖

圖2左側的圖例表示速度的大小，單位是m/s，右側圖的左邊表示微溝道的入口，右邊表示微溝道的出口，上壁表示行波的傳播?？梢园l現，行波作用在上壁面上之后，微流泵的溝道內部產生了速度場，說明溝道內的液體在行波的驅動下，產生了運動。同時由速度等值線分布情況可知，在靠近上壁面的地方速度比較高。

加上四片壓電雙晶片之后，用Fluent仿真了壓電式行波微流泵溝道內流體的流動情況，圖3表示微流泵內流體流動的速度矢量圖，可以發現流體在行波的驅動下，產生了指向出口方向的速度。仿真結果進一步驗證了行波理論的可行性。

圖3 壓電式行波微流泵內的速度矢量圖

3.2 實驗結果

將圖1所示的兩種微流泵溝道按照前面介紹的制作方法，封裝成一個完整的微流泵。連接驅動電路，制得的微流泵系統的實物圖如圖4(b)所示，圖4(a)表示微流泵的示意圖。

圖4 微流泵系統實物圖

之后，在電壓26 V，不同頻率的條件下，對兩種溝道制成的微流泵的流量進行了測量。圖5顯示了這兩種不同結構的溝道流速隨著頻率的變化情況。

圖5 流速隨頻率的變化情況

通過圖5，首先可以發現直溝道結構的微流泵能達到最大流速是12.56 μL/min，對應的頻率是1 453 Hz;鋸齒形溝道結構的微流泵的最大流速是在1 437 Hz處得到，最大流速是:33.35 μL/min。其次可以看到在測得的各個頻率范圍內，鋸齒形溝道結構的微流泵泵送液體的效率都有顯著的提高，這是因為鋸齒形溝道依據的是擴散管/收縮管原理，利用這種結構可以顯著提高微流泵的泵送效率。最后可以看出兩種溝道結構在最大流速時對應的頻率值卻沒有多大的變化，這是由于制作微流泵的PDMS的彈性模量沒有變化，在同樣條件下，行波在其中的傳播不受溝道形狀的影響，僅由PDMS的彈性模量決定。

同時測量了這兩種微流泵結構的最大背壓，鋸齒形溝道的行波微流泵的最大背壓為:1.13 kPa，直溝道的行波微流泵其最大背壓為:0.64 kPa。

綜合上面的實驗結果，可以認為鋸齒形溝道結構的壓電式行波微流泵具有更好的性能。將頻率固定為取得最大流速時的1 437 Hz，測量鋸齒形溝道結構的微流泵流速隨著電壓的變化情況，得出如圖6所示的結果。由文獻［13］可知壓電式行波微流泵的流速與電壓的平方成正比，圖6的曲線變化情況符合這一規律。

圖6 鋸齒形溝道結構微流泵的流速隨電壓的變化

4 結論

本文提出了一種可用于生化傳感檢測的新型壓電式行波微流泵，以仿真和實驗相結合的方法，研究了微流泵內部的流場流態以及兩種不同結構的微流泵的輸出性能，這兩種微流泵管道加工尺寸的選擇依據一方面是受儀器本身加工精度的局限，另一方面是在實際實驗中反復試驗得到的最佳尺寸組合。研究結果表明，行波微流泵理論是具有可行性的;與直溝道結構的微流泵相比，鋸齒形溝道結構的壓電式行波微流泵在最大流速和背壓方面有著更好的性能。由于現在對微流泵的實驗停留在初始階段，所以在以后的工作中，可以通過更進一步的仿真，優化微流泵溝道的深度、寬度、錐角、擴散角和長度等參數。同時這種微流泵將來可以制作成微流控芯片，作為SPR生物傳感器的反應裝置，這將有助于減少樣品消耗，從而提高SPR生物傳感器的檢測效率，包括檢測通量、精確度、最低檢測限和檢測精度等，同時也可以推進SPR生物傳感器的商業化。

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