超聲微流控技術是一種將高頻超聲激勵耦合至微流控芯片的技術。針對常規超聲微流控器件柔性尖端結構擾動效果差以及氣泡易受熱變形等問題，提出一種柔性尖端耦合氣泡的增強型超聲微流道結構，提高流場擾動效果以及結構穩定時長。首先，利用有限元分析方法對超聲激勵下柔性尖端、氣泡、耦合三種結構的流場分布特性進行仿真，得到速度場穩態分布特性。然后，設計并制備三種結構的超聲微流控芯片，利用2.8 μm聚苯乙烯微球作為示蹤粒子對流場擾動特性進行分析。此外，對貼壁氣泡和耦合結構中氣泡尺寸及生長速度進行分析。最后，利用人血紅細胞（RBCs）對耦合結構的生物樣本適用性進行驗證。實驗結果表明：相比于柔性尖端及貼壁氣泡結構，耦合結構的流場擾動范圍分別提高439.53%和133.48%；氣泡生長速率可由14.4%降低至3.3%。本文提出的增強型超聲微流控結構有望在微米尺度流場擾動及顆粒操控方面廣泛應用。
引用本文： 劉躍, 周玉瑩, 張文昌, 陳少華, 梁圣法. 柔性尖端耦合氣泡的高穩定性增強型超聲微流控結構. 生物醫學工程學雜志, 2024, 41(5): 919-925, 934. doi: 10.7507/1001-5515.202401076 復制
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0 引言
微流控技術[1-2]是一種可以實現微米尺度下微小量級液體精準操控的技術，具有高通量、低消耗、便攜性、易用性等獨特優勢，在細胞分析、分選、操控以及液體混合、濃度梯度產生等方面具有廣泛應用[3-4]。此外，聲[5-6]、光[7-8]、電[9]、熱[10]等外部激勵物理場的便捷集成優勢，進一步擴展了微流控技術的應用領域和潛力。其中，超聲微流控器件[11-16]由于其結構簡單、易于并行擴展、生物兼容性好、即時診斷（point of care testing，POCT）集成潛力大等優勢，受到越來越多的關注。
超聲微流控技術通過將壓電換能器的機械驅動轉換為微流道結構固/液界面或氣/液界面的周期性振蕩，實現周圍流體擾動。通過調整界面位置、角度及外部激勵條件（頻率、幅值等），實現流場特定擾動模式，并廣泛應用于流體控制[5, 11, 17]（混合、泵送、切換）、微粒操控[18-23]（細胞捕獲、分選、裂解等）和質量傳遞[24-26]（藥物遞送、微觀振動）等領域。按照界面材料類型劃分，目前常用的超聲微流控器件主要包括柔性尖端結構[17, 19, 21-26]［通常為聚二甲基硅氧烷（polydimethylsiloxane，PDMS）尖端］和氣泡結構[2, 6, 8, 10]。
相比于柔性尖端結構，氣泡具有更高的壓縮比，氣/液界面可以產生更大的振幅，從而產生更強的流場擾動效果。Tovar等[5]利用側向貼壁氣泡結構實現微流道內液體的定向流動，最高通量約為8 μL/min；Ahmed等[18]利用貼壁氣泡結構在低頻率聲場激勵下引起的微弱流場擾動，實現了聚苯乙烯微球、Hela細胞和秀麗隱桿線蟲的精確旋轉；Xie等[20]利用多個馬蹄形結構得到尺寸和位置確定的氣泡，實現粒子軌跡的精確控制；基于以上結構，Gao等[11]利用不同尺寸氣泡的粒子驅動模式差異，通過調節激勵頻率，實現細胞或粒子的雙向運輸。然而，由于受超聲振子驅動產生的熱傳導影響，貼壁氣泡往往快速生長、膨脹，引起粒子驅動模式變化，甚至產生擠占有效流道空間、發生破裂等現象，無法長時間穩定工作。
相比于氣泡結構，柔性尖端結構的流場擾動效果僅依賴于尖端結構的尺寸特性及外部激勵條件，可以長時間穩定工作。Huang等[17]研究了尖端角度、驅動電壓、驅動頻率、流體流量對尖端結構擾動流體效果的影響。Ozcelik等[19, 24-25]利用PDMS尖端結構振蕩產生的雙渦旋流場，對Hela細胞進行捕獲及平面旋轉，最高旋轉速率超過14 000 r/min；隨后，以梯形模式排列尖端結構，實現了一種濃度梯形發生器，并用來控制HMVCE-d細胞內環境中的Ca2+ 水平。Huang等[21-22]利用尖端結構的聲流擾動，實現了人類痰液和糞便在30 μL/min的高速均質化，同時保持細胞活性和完整性。Wang等[23]利用尖端結構引起聲流產生的剪切力進行細胞裂解，貼壁的Hela細胞和非貼壁的Jurkat細胞裂解效率均超過90%。Tian等[26]利用尖端結構實現酶（β-葡萄糖苷酸酶）與底物（4-甲基傘形酮-β-D-葡萄糖苷酸，4-MUG）的均勻混合以實時控制催化反應。
上述研究成果充分表明了超聲微流控技術在微尺度、高時/空分辨率操控領域的獨特優勢，以及在樣本混合和實時、連續反應分析方面的巨大應用潛力。然而，常規柔性尖端結構受限于微結構的尺寸依賴性，無法實現大范圍的有效擾動；氣泡結構熱穩定性較差，無法長時間穩定工作。
針對以上問題，本文提出一種結合柔性尖端結構和氣泡結構的增強型超聲微流控結構，實現流場擾動效果增強以及氣泡壽命的延長。在柔性尖端耦合氣泡結構，可以有效實現振蕩結構的擾動級聯放大，同時減少PDMS與氣泡的固/氣界面熱量傳導，從而實現氣泡壽命的延長。本研究設計并制備了柔性尖端、氣泡以及耦合結構三種超聲微流控芯片，并以2.8 μm聚苯乙烯微球為示蹤粒子，對粒子擾動范圍、運動軌跡、速度以及氣泡持續時間進行了實驗驗證。最后，以人血紅細胞（red blood cells，RBCs）為檢測樣本，對耦合結構超聲微流控器件的生物樣本適用性進行驗證。
1 基于超聲微流控的流場擾動原理
在邊界驅動且無滑動邊界條件的聲流場中，流體的切向速度假定為0。深度為h的微流體通道中，液體速度大小可迅速達到自由場值v：
 |
其中，ω為聲波的角頻率。流體速度從0到v的陡峭速度梯度變化導致聲波動量發生顯著變化，隨之產生顯著變化的雷諾應力，導致Rayleigh強渦旋流[27]的產生。由動量定理可知，流體穩定流動速度的大小vs與結構振蕩表面速度vh的平方成正比：
 |
其中，結構振蕩表面速度vh ~ dω（d為結構振蕩位移幅度）。由此可得，
 |
由上式可知，結構振蕩位移幅度與流體流速呈平方關系。
氣體具有可壓縮性，允許氣泡邊緣以初始半徑大小的5%膨脹和收縮[28]，從而引起高振幅的體積脈動。這種較大體積變化的脈動使氣泡能夠作為聲波的二次發射器，增強局部聲場，有利于在脈動氣泡附近產生多級強烈微流；尖端結構振蕩產生雷諾應力引起的渦旋流效果比非尖端結構強100倍[29]。將尖端結構視為懸臂，尖端處抗彎剛度最低[30]，在每次振蕩周期中位移變化最大，有利于在振動尖端附近產生更強的微流。
相對于聲流場環境中柔性尖端/氣泡的振蕩效果，將氣泡體積周期性膨脹-收縮引起的聲場增強效果與尖端懸臂振蕩機制耦合，理論上會產生更大的振蕩位移幅度，引起相互增強和放大的聲流場擾動效應，進而影響流體流速。
2 結構設計及仿真
基于COMSOL 6.1多物理場有限元分析平臺，對超聲激勵下尖端結構、氣泡結構以及尖端耦合氣泡結構進行流場仿真分析。利用壓力聲學、熱粘性聲學、層流模塊分析微結構對微流體腔內聲場和流場的影響。結構模型由充滿水的閉合微流體通道和PDMS結構組成，如圖1所示。流道半徑為300 μm，尖端角度為15°，氣泡半徑為30 μm。相關仿真參數如表1所示。
圖1
結構仿真模型
Figure1.
Structural simulation model
表1
仿真參數
Table1.
Simulation parameters
三種結構的速度場穩態仿真結果如圖2所示。由流場速度分布特性可知，微結構的振蕩誘導了強烈的微流動，兩個對稱的渦旋流以相反的方向旋轉。對比尖端、氣泡、尖端耦合氣泡結構速度場穩態仿真結果，耦合氣泡體積脈動和尖端懸臂振蕩機制會產生相互增強和放大的聲學擾動效應，從而引起了更高流動速度的渦旋微流。
圖2
流場仿真結果
Figure2.
Simulation results of flow field
3 實驗與結果分析
3.1 系統搭建及樣品制備
基于以上理論和仿真分析，對超聲微流控芯片進行制備并搭建了相應實驗系統，如圖3所示。超聲微流控芯片（見圖3a）包括壓電換能器、PDMS微流道和玻璃基底三部分，其中微流道深度為40 μm。利用倒置顯微鏡（Nikon Ti2，Nikon，日本）進行顯微成像，并利用高速相機（PhantomVEO，Phantom，美國）對流場內粒子運動圖像進行采集，拍攝幀率為800 fps（圖3b）。壓電換能器的驅動電壓為5 V，頻率為108 kHz。
圖3
超聲微流控芯片及檢測系統
a. 超聲微流控芯片；b. 檢測系統
Figure3. Ultrasonic microfluidic chip and detection systema. ultrasonic microfluidic chip; b. detection system
超聲微流控結構的驗證實驗包括流場擾動、氣泡生長及RBCs適用性三部分，分別驗證器件的流場擾動增強效果、穩定性和生物樣本適用性。實驗所用的RBCs（濃度5%）購于蓋寧生物，Tween-20溶液、磷酸鹽緩沖液（PBS，1×）及2.8 μm聚苯乙烯微球（PS
3.2 流場擾動實驗結果分析
以2.8 μm聚苯乙烯微球為檢測樣本，分別對基于尖端、氣泡、尖端耦合氣泡三種流道結構的流場擾動效果進行實驗分析。采集微球運動圖像并用MATLAB解幀處理，分析微球運動路徑、分布范圍及運動速度（角速度和線速度）結果，對比三種結構的擾動效果，對耦合結構的增強擾動性能進行驗證。
聚苯乙烯微球超聲擾動實驗結果如圖4所示。其中，圖4a-c分別為微球在尖端、氣泡、耦合結構超聲微流控器件中的運動圖像。分別選取位于流場內部、中部和外部的三個微球，記錄單微球單周渦旋運動（以尖端/氣泡位置為運動起點）中相同時間間隔的瞬時位置（標記為①、②、③……），得到相應尖端、氣泡、耦合結構超聲微流控器件中單微球的運動軌跡及分布范圍，如圖4d-f所示。
圖4
微球超聲擾動實驗結果
a. 尖端結構擾動微球團；b. 氣泡結構擾動微球團；c. 耦合結構擾動微球團；d. 尖端結構微球運動軌跡；e. 氣泡結構微球運動軌跡；f. 耦合結構微球運動軌跡
Figure4. Experimental results of ultrasonic perturbation of microspheresa. tip structure perturbation microsphere; b. bubble structure perturbation microsphere; c. coupled structure perturbation microsphere; d. tip structure microsphere motion trajectory; e. bubble structure microsphere motion trajectory; f. coupled structure microsphere motion trajectory
對比圖4a-c中擾動圖像可知，相對于尖端結構和氣泡結構，耦合結構在超聲振蕩作用下擾動聚集的微球團最大，聚集程度最密集。其中如圖4b-c所示，氣泡結構中氣泡的等效半徑為43.73 μm，耦合結構中氣泡的等效半徑為45.55 μm。對比圖4d-f中運動軌跡可知，尖端結構、氣泡結構和耦合結構的流場擾動范圍分別為3 066、7 085、16 542 μm2。其中耦合結構對微球的擾動范圍最大，相比于尖端結構和氣泡結構的作用范圍分別提高了439.53%和133.48%。
根據微球的分布特性，對應圖4d-f尖端、氣泡、耦合結構超聲微流控器件擾動流場內部、中部和外部的微球運動瞬時位置（標記為①、②、③……），得到微球渦旋運動的角速度與線速度，如圖5所示。由圖5可知，微球在氣泡結構、耦合結構的流道中做渦旋運動的角速度與線速度整體高于尖端結構，尖端結構作用下的微球運動速度最慢。在超聲擾動過程中，微球的瞬時位置距離尖端/氣泡越近，運動速度越快。
圖5
微球渦旋運動角速度與線速度分析結果
Figure5.
The angular velocity and linear velocity of the vortex motion of the microsphere
3.3 氣泡持續時間實驗
通過快速推入PBS產生PDMS貼壁氣泡和懸空氣泡，對比傳統貼壁氣泡結構和耦合結構的氣泡生長過程，分析氣泡生長速率及存活時間，對耦合結構超聲微流控器件的穩定性進行驗證分析。
貼壁氣泡完整的微流道顯微成像圖片如圖6a所示。氣泡在180 s內隨時間生長結果如圖6b所示。貼壁氣泡和耦合結構氣泡在0、60、120、180 s時的面積及生長速率如圖6c所示。相比于貼壁氣泡快速增長的生長速率（4.7%，7.2%，14.4%），耦合氣泡的生長速率（2.7%，2.8%，3.3%）平穩維持在較低水平，耦合氣泡的總存活時長遠遠大于貼壁氣泡，實際可持續超過10 min。
圖6
氣泡穩定性分析結果
a. 貼壁氣泡微流道顯微成像圖；b. 氣泡隨時間生長狀態顯微成像圖；c. 氣泡面積與氣泡生長速率
Figure6. Bubble stability analysis resultsa. microscopic imaging of wall attached bubble microchannels; b. microscopic imaging of bubble growth over time; c. bubble area and bubble growth rate
3.4 紅細胞實驗與結果分析
由于聚苯乙烯微球與細胞尺寸、密度等特征參量之間存在差異，在上述聚苯乙烯微球擾動效果實驗驗證的基礎上，以RBCs為檢測樣本對耦合結構超聲微流控器件的生物樣本適用性進行驗證，實驗結果如圖7所示。由細胞團分布（圖7a）、單細胞運動軌跡（圖7b）、角速度（圖7c）與線速度（圖7d）可知，RBCs在超聲擾動作用下運動模式與聚苯乙烯微球實驗結果規律一致。
圖7
人血紅細胞實驗結果
a. 耦合結構擾動紅細胞團；b. 紅細胞運動軌跡；c. 角速度；d. 線速度
Figure7. Results of human red blood cell experimenta. coupling structure perturbation of red blood cell clusters; b. red blood cell movement trajectory; c. angular velocity; d. linear velocity
4 結論
本文提出一種尖端耦合氣泡微流道結構超聲微流控器件。利用COMSOL 6.1平臺對尖端、氣泡、尖端耦合氣泡結構超聲微流控器件流場進行仿真分析，得到聲流場穩態速度分布特性。利用尖端、氣泡、尖端耦合氣泡結構超聲微流控器件對聚苯乙烯微球、人血RBCs進行超聲擾動實驗，得到粒子運動軌跡和速度曲線以及氣泡生長速率曲線。實驗結果表明，相比于傳統基于尖端和氣泡微流道結構的超聲微流控器件，尖端耦合氣泡結構具有強擾動性、高穩定型、良好的生物適用性。本文方法可以為下一步不同結構的聲操控平臺的設計和優化提供理論借鑒。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：劉躍、梁圣法負責實驗設計；劉躍、周玉瑩負責結構仿真及分析；劉躍負責實驗數據收集與分析；劉躍、張文昌負責論文撰寫；陳少華負責論文修改。
0 引言
微流控技術[1-2]是一種可以實現微米尺度下微小量級液體精準操控的技術，具有高通量、低消耗、便攜性、易用性等獨特優勢，在細胞分析、分選、操控以及液體混合、濃度梯度產生等方面具有廣泛應用[3-4]。此外，聲[5-6]、光[7-8]、電[9]、熱[10]等外部激勵物理場的便捷集成優勢，進一步擴展了微流控技術的應用領域和潛力。其中，超聲微流控器件[11-16]由于其結構簡單、易于并行擴展、生物兼容性好、即時診斷（point of care testing，POCT）集成潛力大等優勢，受到越來越多的關注。
超聲微流控技術通過將壓電換能器的機械驅動轉換為微流道結構固/液界面或氣/液界面的周期性振蕩，實現周圍流體擾動。通過調整界面位置、角度及外部激勵條件（頻率、幅值等），實現流場特定擾動模式，并廣泛應用于流體控制[5, 11, 17]（混合、泵送、切換）、微粒操控[18-23]（細胞捕獲、分選、裂解等）和質量傳遞[24-26]（藥物遞送、微觀振動）等領域。按照界面材料類型劃分，目前常用的超聲微流控器件主要包括柔性尖端結構[17, 19, 21-26]［通常為聚二甲基硅氧烷（polydimethylsiloxane，PDMS）尖端］和氣泡結構[2, 6, 8, 10]。
相比于柔性尖端結構，氣泡具有更高的壓縮比，氣/液界面可以產生更大的振幅，從而產生更強的流場擾動效果。Tovar等[5]利用側向貼壁氣泡結構實現微流道內液體的定向流動，最高通量約為8 μL/min；Ahmed等[18]利用貼壁氣泡結構在低頻率聲場激勵下引起的微弱流場擾動，實現了聚苯乙烯微球、Hela細胞和秀麗隱桿線蟲的精確旋轉；Xie等[20]利用多個馬蹄形結構得到尺寸和位置確定的氣泡，實現粒子軌跡的精確控制；基于以上結構，Gao等[11]利用不同尺寸氣泡的粒子驅動模式差異，通過調節激勵頻率，實現細胞或粒子的雙向運輸。然而，由于受超聲振子驅動產生的熱傳導影響，貼壁氣泡往往快速生長、膨脹，引起粒子驅動模式變化，甚至產生擠占有效流道空間、發生破裂等現象，無法長時間穩定工作。
相比于氣泡結構，柔性尖端結構的流場擾動效果僅依賴于尖端結構的尺寸特性及外部激勵條件，可以長時間穩定工作。Huang等[17]研究了尖端角度、驅動電壓、驅動頻率、流體流量對尖端結構擾動流體效果的影響。Ozcelik等[19, 24-25]利用PDMS尖端結構振蕩產生的雙渦旋流場，對Hela細胞進行捕獲及平面旋轉，最高旋轉速率超過14 000 r/min；隨后，以梯形模式排列尖端結構，實現了一種濃度梯形發生器，并用來控制HMVCE-d細胞內環境中的Ca2+ 水平。Huang等[21-22]利用尖端結構的聲流擾動，實現了人類痰液和糞便在30 μL/min的高速均質化，同時保持細胞活性和完整性。Wang等[23]利用尖端結構引起聲流產生的剪切力進行細胞裂解，貼壁的Hela細胞和非貼壁的Jurkat細胞裂解效率均超過90%。Tian等[26]利用尖端結構實現酶（β-葡萄糖苷酸酶）與底物（4-甲基傘形酮-β-D-葡萄糖苷酸，4-MUG）的均勻混合以實時控制催化反應。
上述研究成果充分表明了超聲微流控技術在微尺度、高時/空分辨率操控領域的獨特優勢，以及在樣本混合和實時、連續反應分析方面的巨大應用潛力。然而，常規柔性尖端結構受限于微結構的尺寸依賴性，無法實現大范圍的有效擾動；氣泡結構熱穩定性較差，無法長時間穩定工作。
針對以上問題，本文提出一種結合柔性尖端結構和氣泡結構的增強型超聲微流控結構，實現流場擾動效果增強以及氣泡壽命的延長。在柔性尖端耦合氣泡結構，可以有效實現振蕩結構的擾動級聯放大，同時減少PDMS與氣泡的固/氣界面熱量傳導，從而實現氣泡壽命的延長。本研究設計并制備了柔性尖端、氣泡以及耦合結構三種超聲微流控芯片，并以2.8 μm聚苯乙烯微球為示蹤粒子，對粒子擾動范圍、運動軌跡、速度以及氣泡持續時間進行了實驗驗證。最后，以人血紅細胞（red blood cells，RBCs）為檢測樣本，對耦合結構超聲微流控器件的生物樣本適用性進行驗證。
1 基于超聲微流控的流場擾動原理
在邊界驅動且無滑動邊界條件的聲流場中，流體的切向速度假定為0。深度為h的微流體通道中，液體速度大小可迅速達到自由場值v：
|
其中，ω為聲波的角頻率。流體速度從0到v的陡峭速度梯度變化導致聲波動量發生顯著變化，隨之產生顯著變化的雷諾應力，導致Rayleigh強渦旋流[27]的產生。由動量定理可知，流體穩定流動速度的大小vs與結構振蕩表面速度vh的平方成正比：
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其中，結構振蕩表面速度vh ~ dω（d為結構振蕩位移幅度）。由此可得，
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由上式可知，結構振蕩位移幅度與流體流速呈平方關系。
氣體具有可壓縮性，允許氣泡邊緣以初始半徑大小的5%膨脹和收縮[28]，從而引起高振幅的體積脈動。這種較大體積變化的脈動使氣泡能夠作為聲波的二次發射器，增強局部聲場，有利于在脈動氣泡附近產生多級強烈微流；尖端結構振蕩產生雷諾應力引起的渦旋流效果比非尖端結構強100倍[29]。將尖端結構視為懸臂，尖端處抗彎剛度最低[30]，在每次振蕩周期中位移變化最大，有利于在振動尖端附近產生更強的微流。
相對于聲流場環境中柔性尖端/氣泡的振蕩效果，將氣泡體積周期性膨脹-收縮引起的聲場增強效果與尖端懸臂振蕩機制耦合，理論上會產生更大的振蕩位移幅度，引起相互增強和放大的聲流場擾動效應，進而影響流體流速。
2 結構設計及仿真
基于COMSOL 6.1多物理場有限元分析平臺，對超聲激勵下尖端結構、氣泡結構以及尖端耦合氣泡結構進行流場仿真分析。利用壓力聲學、熱粘性聲學、層流模塊分析微結構對微流體腔內聲場和流場的影響。結構模型由充滿水的閉合微流體通道和PDMS結構組成，如圖1所示。流道半徑為300 μm，尖端角度為15°，氣泡半徑為30 μm。相關仿真參數如表1所示。
圖1
結構仿真模型
Figure1.
Structural simulation model
表1
仿真參數
Table1.
Simulation parameters
三種結構的速度場穩態仿真結果如圖2所示。由流場速度分布特性可知，微結構的振蕩誘導了強烈的微流動，兩個對稱的渦旋流以相反的方向旋轉。對比尖端、氣泡、尖端耦合氣泡結構速度場穩態仿真結果，耦合氣泡體積脈動和尖端懸臂振蕩機制會產生相互增強和放大的聲學擾動效應，從而引起了更高流動速度的渦旋微流。
圖2
流場仿真結果
Figure2.
Simulation results of flow field
3 實驗與結果分析
3.1 系統搭建及樣品制備
基于以上理論和仿真分析，對超聲微流控芯片進行制備并搭建了相應實驗系統，如圖3所示。超聲微流控芯片（見圖3a）包括壓電換能器、PDMS微流道和玻璃基底三部分，其中微流道深度為40 μm。利用倒置顯微鏡（Nikon Ti2，Nikon，日本）進行顯微成像，并利用高速相機（PhantomVEO，Phantom，美國）對流場內粒子運動圖像進行采集，拍攝幀率為800 fps（圖3b）。壓電換能器的驅動電壓為5 V，頻率為108 kHz。
圖3
超聲微流控芯片及檢測系統
a. 超聲微流控芯片；b. 檢測系統
Figure3. Ultrasonic microfluidic chip and detection systema. ultrasonic microfluidic chip; b. detection system
超聲微流控結構的驗證實驗包括流場擾動、氣泡生長及RBCs適用性三部分，分別驗證器件的流場擾動增強效果、穩定性和生物樣本適用性。實驗所用的RBCs（濃度5%）購于蓋寧生物，Tween-20溶液、磷酸鹽緩沖液（PBS，1×）及2.8 μm聚苯乙烯微球（PS
3.2 流場擾動實驗結果分析
以2.8 μm聚苯乙烯微球為檢測樣本，分別對基于尖端、氣泡、尖端耦合氣泡三種流道結構的流場擾動效果進行實驗分析。采集微球運動圖像并用MATLAB解幀處理，分析微球運動路徑、分布范圍及運動速度（角速度和線速度）結果，對比三種結構的擾動效果，對耦合結構的增強擾動性能進行驗證。
聚苯乙烯微球超聲擾動實驗結果如圖4所示。其中，圖4a-c分別為微球在尖端、氣泡、耦合結構超聲微流控器件中的運動圖像。分別選取位于流場內部、中部和外部的三個微球，記錄單微球單周渦旋運動（以尖端/氣泡位置為運動起點）中相同時間間隔的瞬時位置（標記為①、②、③……），得到相應尖端、氣泡、耦合結構超聲微流控器件中單微球的運動軌跡及分布范圍，如圖4d-f所示。
圖4
微球超聲擾動實驗結果
a. 尖端結構擾動微球團；b. 氣泡結構擾動微球團；c. 耦合結構擾動微球團；d. 尖端結構微球運動軌跡；e. 氣泡結構微球運動軌跡；f. 耦合結構微球運動軌跡
Figure4. Experimental results of ultrasonic perturbation of microspheresa. tip structure perturbation microsphere; b. bubble structure perturbation microsphere; c. coupled structure perturbation microsphere; d. tip structure microsphere motion trajectory; e. bubble structure microsphere motion trajectory; f. coupled structure microsphere motion trajectory
對比圖4a-c中擾動圖像可知，相對于尖端結構和氣泡結構，耦合結構在超聲振蕩作用下擾動聚集的微球團最大，聚集程度最密集。其中如圖4b-c所示，氣泡結構中氣泡的等效半徑為43.73 μm，耦合結構中氣泡的等效半徑為45.55 μm。對比圖4d-f中運動軌跡可知，尖端結構、氣泡結構和耦合結構的流場擾動范圍分別為3 066、7 085、16 542 μm2。其中耦合結構對微球的擾動范圍最大，相比于尖端結構和氣泡結構的作用范圍分別提高了439.53%和133.48%。
根據微球的分布特性，對應圖4d-f尖端、氣泡、耦合結構超聲微流控器件擾動流場內部、中部和外部的微球運動瞬時位置（標記為①、②、③……），得到微球渦旋運動的角速度與線速度，如圖5所示。由圖5可知，微球在氣泡結構、耦合結構的流道中做渦旋運動的角速度與線速度整體高于尖端結構，尖端結構作用下的微球運動速度最慢。在超聲擾動過程中，微球的瞬時位置距離尖端/氣泡越近，運動速度越快。
圖5
微球渦旋運動角速度與線速度分析結果
Figure5.
The angular velocity and linear velocity of the vortex motion of the microsphere
3.3 氣泡持續時間實驗
通過快速推入PBS產生PDMS貼壁氣泡和懸空氣泡，對比傳統貼壁氣泡結構和耦合結構的氣泡生長過程，分析氣泡生長速率及存活時間，對耦合結構超聲微流控器件的穩定性進行驗證分析。
貼壁氣泡完整的微流道顯微成像圖片如圖6a所示。氣泡在180 s內隨時間生長結果如圖6b所示。貼壁氣泡和耦合結構氣泡在0、60、120、180 s時的面積及生長速率如圖6c所示。相比于貼壁氣泡快速增長的生長速率（4.7%，7.2%，14.4%），耦合氣泡的生長速率（2.7%，2.8%，3.3%）平穩維持在較低水平，耦合氣泡的總存活時長遠遠大于貼壁氣泡，實際可持續超過10 min。
圖6
氣泡穩定性分析結果
a. 貼壁氣泡微流道顯微成像圖；b. 氣泡隨時間生長狀態顯微成像圖；c. 氣泡面積與氣泡生長速率
Figure6. Bubble stability analysis resultsa. microscopic imaging of wall attached bubble microchannels; b. microscopic imaging of bubble growth over time; c. bubble area and bubble growth rate
3.4 紅細胞實驗與結果分析
由于聚苯乙烯微球與細胞尺寸、密度等特征參量之間存在差異，在上述聚苯乙烯微球擾動效果實驗驗證的基礎上，以RBCs為檢測樣本對耦合結構超聲微流控器件的生物樣本適用性進行驗證，實驗結果如圖7所示。由細胞團分布（圖7a）、單細胞運動軌跡（圖7b）、角速度（圖7c）與線速度（圖7d）可知，RBCs在超聲擾動作用下運動模式與聚苯乙烯微球實驗結果規律一致。
圖7
人血紅細胞實驗結果
a. 耦合結構擾動紅細胞團；b. 紅細胞運動軌跡；c. 角速度；d. 線速度
Figure7. Results of human red blood cell experimenta. coupling structure perturbation of red blood cell clusters; b. red blood cell movement trajectory; c. angular velocity; d. linear velocity
4 結論
本文提出一種尖端耦合氣泡微流道結構超聲微流控器件。利用COMSOL 6.1平臺對尖端、氣泡、尖端耦合氣泡結構超聲微流控器件流場進行仿真分析，得到聲流場穩態速度分布特性。利用尖端、氣泡、尖端耦合氣泡結構超聲微流控器件對聚苯乙烯微球、人血RBCs進行超聲擾動實驗，得到粒子運動軌跡和速度曲線以及氣泡生長速率曲線。實驗結果表明，相比于傳統基于尖端和氣泡微流道結構的超聲微流控器件，尖端耦合氣泡結構具有強擾動性、高穩定型、良好的生物適用性。本文方法可以為下一步不同結構的聲操控平臺的設計和優化提供理論借鑒。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：劉躍、梁圣法負責實驗設計；劉躍、周玉瑩負責結構仿真及分析；劉躍負責實驗數據收集與分析；劉躍、張文昌負責論文撰寫；陳少華負責論文修改。
