聲表面波微流控液滴生成技術研究進展

楊紫薇， 李 磊,2， 楊 磊， 金少搏， 張傳禹， 韋學勇

(1.西安交通大學 機械制造系統工程國家重點實驗室， 陜西 西安 710049；2.西安交通大學 蘇州研究院， 江蘇 蘇州 215123； 3.鄭州輕工業大學 河南省機械裝備智能制造重點實驗室， 河南 鄭州 450002)

引言

微液滴作為一種優秀的微反應器，具有體積小、液滴間無擴散、可快速混合等優點，已經被廣泛用于研究微尺度條件下的生化反應過程，如化學合成、液滴PCR、微萃取、生化檢測、細胞包裹等[1]。制備微液滴是生產周期的第一環，也是應用的關鍵。傳統方法通過簡單的機械攪拌混合、擠壓或振動有孔洞模具、驅使液體通過特定小孔等方法，能夠快速制備大量液滴[2]。但這些方法相對粗放，易引入雜質且液滴尺寸大小不一，分布不均勻，不易操縱，存在局限性。微流控的發展尤其是聲表面波等主動控制的方法的引入，為液滴生成技術的進步和應用的拓展提供了契機。

1 微流控液滴生成方法

液滴是少量液體分散在另一相的流體中時的物質狀態。其中一相類似不溶性雜質，間隔分布，稱為分散相，而另一相類似溶劑，稱為連續相。當兩相都是液體時，液滴生成過程也稱為乳化。

液滴的尺寸和結構與具體的需求息息相關。在樣本數量小、實驗條件復雜、重復性要求高的研究中對液滴的制備精度和控制能力有更高的要求。此時，被稱為“芯片實驗室”的微流控方法成為了一種重要的液滴生成手段。

連續相和分散相分別通過設計的微流道注入微流控芯片，整個液滴生成過程在密閉的微流道中進行，受外界干擾較少。兩相液體分開驅動，其比例和流速更易調控，液滴的組分和尺寸也更加可控。

根據是否施加外場，液滴生成分為被動法和主動法[3-4]。被動法是通過流道結構的設計使流體相互剪切、擠壓，分散相逐漸失去穩定性在連續相中破碎后形成液滴，其中根據流道結構的不同，又分為T型流道、流動聚焦、同軸流等形式。主動法則是引入外場給微流道中的液體額外激勵，能夠主動控制液滴的生成與運動，常見的外力場有：電場、磁場、光場、熱場、聲場等[5]。電場主動式調控中，通常需要高達成百上千伏的電壓幅值，會造成對生物樣本的損傷，并伴有電極耦合現象，影響系統可靠性[6-7]。磁場只能對磁性流體進行操縱，適用范圍小[8-9]。激光調控響應速度快，但由于激光聚焦能量高，會引起微流控系統的快速升溫，需要激光設備和配套的散熱設備，成本高昂[10]。熱場調控需要集成較為復雜的加熱設備等，增加了裝置復雜性[11-12]。聲場調控多采用聲表面波設備，具有高能量、非接觸、無污染、高度生物兼容、設備簡單等特點，更加靈活簡便，應用領域也更加廣泛[13]。微液滴生成技術發展趨勢如圖1所示。

圖1 微液滴生成技術發展趨勢

2 聲流控液滴生成技術進展

聲表面波是沿著材料表面進行傳播的聲波，由于大部分能量都存在于表面附近，表面的流體與結構達到高效耦合[13]。聲表面波微流控在近年來得到廣泛研究和快速發展。1989年SHIOKAWA S等[14]第一次用聲表面波技術生成了液滴，在電壓峰峰值Vpp=25 V，頻率f=50 MHz的交流電驅動產生的聲表面波作用下，生成并噴射了微液滴的現象，這也引發了許多研究者對聲表面波超聲霧化液滴生成的研究[15-16]。同年，ELROD SA等[17]將聚焦叉指換能器放置在液面下，通過改變工作頻率，生成了直徑為5～300 μm的微液滴。后續有研究者利用該技術，實現了多種結構和方式的聲表面波液滴噴射生成[18-19]。21世紀初，WIXFORTH A等[20]利用聲表面波在具有局部親疏水特性的芯片表面操縱大液滴，并在操縱過程中生成了微液滴，成功用于生化分析。2008年，GIRARDO S等[21]將聲表面波與微流控技術結合，用于液滴的生成與控制，利用聲表面波推動液滴在微流道定向移動。2012年之后，聲表面波微流控技術越來越多的用于液滴生成和操縱，并結合叉指換能器(IDT)的設計與布置[22-24]，發展出了多種方法。主要的聲表面波微流控液滴操縱和生成技術如圖2所示。圖2a利用聲表面波控制流體定向流動的啟停和節奏[25]；圖2b利用聲表面波產生定向的聲輻射推力，將分散相擠入連續相形成液滴，現在有多種結構能實現這類方法的液滴生成[26-28]；圖2c通過在兩相交匯處施加振動破碎液滴，在不改變流量或流道尺寸的情況下來調控液滴尺寸[29]；圖2d在液體流動的方向上設計叉指電極，實現可編程、高精度的定向流動操縱[30]；圖2e中本課題組利用聚焦型叉指電極(FIDT)給分散相施加聲輻射力，通過調節驅動電壓和頻率可以控制微液滴的大小[31]；圖2f利用聲表面波的聲輻射力將大液滴分割成小液滴[32]。

圖2 聲表面波液滴生成策略[25-32]

2.1 聲表面波微流控液滴生成模型

聲表面波有多種方法促進液滴生成，其中泵送作用的方法是聲輻射力單方向推動流體流動，而聲表面波與微流體的相互耦合生成液滴就復雜很多，以H型流道為例，如圖3a所示[31]。

理論分析上，在未受聲表面波影響時，由于界面張力的存在，液滴的界面可視為球面，以擬合界面圓的圓心O1作為原點建立極坐標系，兩相界面的形變模型如圖3b。其中，紫色曲線表示無聲場作用下兩相界面的初始形狀，紅色虛線表示均勻聲場作用下的兩相界面扁圓變形形狀。基于TIAN等[33]的研究，在聲表面波的作用下，界面形變后的輪廓可用以下表達式描述：

(1)

式中,r—— 極半徑/m

θ—— 極角/rad

R—— 兩相界面擬合圓的半徑/m

pa(θ) —— 兩相界面上任意位置的聲輻射壓力的幅值/Pa

γ—— 界面張力/N·m

c0—— 聲表面波在流體中的傳播速度/m·s

ρ0—— 流體密度

k0—— 流體中的聲波數

δ—— 聲表面波作用下界面的變形量/m

當聲場分布均勻的時候，pa(θ)恒定，可以將兩相界面變形后的輪廓形狀看作是一個橢圓曲線，在兩相界面底部具有最大的變形rbottom=r(-π)，如圖3b所示。

圖3 聲表面波作用下的液滴生成模型[31]

使用不均勻的聚焦聲表面波(FSAW)，如圖3中藍線所示，聲表面波聚焦點O處的聲輻射力最強，沿在以O點為中心的y方向上的振幅分布類似高斯分布，會產生如圖3b中綠線所示的不均勻形變輪廓形狀。

由于聚焦聲表面波的進一步作用和內部流體的不斷擠壓，兩相界面的最大變形位置會繼續出現兩相界面的底部和聲表面波的聚焦位置。

在聚焦聲表面波作用之前，根據Young-Laplace方程，在垂直方向上，界面兩側的局部壓力差與界面張力相等。當聲表面波沿著基底傳播到流體中時，由于聲表面波在兩相界面中的折射和反射，在兩側的界面流體在垂直方向存在增大的壓差[34-35]：

Δpr=p1-p2-γ(1/R1+1/h)

(2)

式中,p1—— 兩相界面內側的壓力/Pa

p2—— 兩相界面外側的壓力/Pa

R1—— 聚焦聲表面波關閉時兩相界面的曲率半徑

h—— 流道高度

當Δpr=0時，界面兩側的局部壓差(p1-p2)和界面張力導致的壓力γ(1/R1+1/h)相等，兩相界面穩定。當Δpr≠0，即受聲輻射力時，增加的壓差會破壞界面兩側流體的壓力平衡，導致第二階段中液滴體積增大(圖3c)。

同時由于聲壓場的不均勻性，進入頸縮階段，兩相界面上會存在一個聲學梯度力Fs。當微液滴體積增長到一定程度，聲學梯度力將使微液滴斷裂并進入連續相，如圖3d所示。

總的來說，微液滴生成的本質是由于聚焦聲表面波的引入打破了原有界面的力學平衡，引起了界面的不穩定性，從而誘導了微液滴的連續生成。

2.2 液滴生成工藝參數研究

液滴生成受聲表面波影響，可以通過改變聚焦叉指換能器的輸入頻率f和電壓峰值Vpp影響產生的聲波能量，進而來調控微液滴的生成大小。

圖4a顯示了輸入頻率對液滴長度尺寸L的影響，輸入頻率對液滴尺寸的調控規律類似一條拋物線，且在共振頻率時為波谷，液滴長度尺寸最小。這是因為，當輸入頻率越接近共振頻率，則從電能到聲能的轉換就越有效，引起更強的聲輻射壓力，加速了不穩定性的形成，從而對微液滴形成時的兩相界面施加更大的影響。

當頻率一定，且流道兩相入口壓力為恒定值，不同驅動電壓下所產生的微液滴大小的變化趨勢。隨著電壓峰峰值在一定范圍內的增加，微液滴的大小呈現減小的趨勢。液滴尺寸與施加的驅動電壓之間的線性擬合關系如圖4b所示。

圖4 液滴大小與聲波參數的關系[31]

該模型中，液滴大小依賴于FSAW產生的聲輻射力對油水界面的作用，而不是流體剪切力[31]，因此生成液滴尺寸范圍較窄。正如前文所述，聲流控液滴生成技術多種多樣，利用SAW可以產生接近幾何極限大小的液滴而不改變流速[36]。在實際應用中，可以根據需求，選擇設計合適的電極結構，合理設計微流控芯片，改變聲場作用位置及參數，調整液滴生成的尺寸范圍[25,36]。

3 聲流控復雜結構液滴生成及應用

核殼型微液滴是由至少兩種材料組成的結構化復合液滴，其殼壁可以保護內部生物分子或細胞的活性、濕度、PH值不受外界環境的影響和破壞，已經廣泛應用于材料合成、生物醫學研究和藥物輸送釋放中[37]。

傳統的核殼微液滴制備多采用本體乳化法，難以控制核殼微液滴的尺寸、形狀和結構，限制了核殼微液滴的應用。微流控技術的快速發展為不同結構、尺寸、組分核殼液滴制備提供了新方法。依靠微流體裝置，將多種互不相溶的液體依次剪切并乳化，從而層層包覆形成多重乳液[38]。然而，為了滿足各相界面張力平衡條件，需要設計成2D多級微流道或3D嵌套毛細管微流道結構來生成[39]，設計與制造都相對復雜。利用聲表面波來驅動微液滴/微粒，使得聲控核殼微液滴的生成方法更為靈活，借助聲輻射力的作用引導液滴/微粒穿過不混溶的界面以獲得多層殼，極大地簡化了微流道的結構設計[40]。

SAW微流控生成核殼微液滴的裝置如圖5A所示：該裝置有3個聚焦叉指換能器，用于操控液滴運動，當三個流道通入相應的流體并保持一定的流速流動時形成三相并行的層流。

利用聚焦叉指換能器產生的聚焦聲表面波能夠克服由流體引起的斯托克斯阻力和剪切梯度提升力，以及水平方向的界面張力，來驅動液滴/微粒穿過油/水界面，從而產生核殼型微液滴。在此基礎上，可以將更多的叉指換能器集成到器件中以制造更多殼層的核殼微液滴，如圖5a，液滴在FSAW的作用下，從油相(O2)穿過界面到水相(W3)，從油包水滴生成在水相(W3)中的帶有油殼的核殼微液滴。如圖5b所示，微液滴在聚焦聲表面波的作用下，能夠形成由液滴核(綠)和油殼(紅)組成的核殼微液滴，實現利用油殼來隔絕內外環境。該核殼液滴無論是制備工藝還是材料組分，均具有良好的生物兼容性。以實心粒子為核心，用類似的方法還可以生成以固體顆粒為核心的核殼微液滴。如圖5c所示聚苯乙烯小球在聲表面波的作用，通過兩次穿過油/水界面，可以形成具有聚乙烯醇(PVA)水膜殼(綠色圓圈)和油殼(紅色圓圈)的雙層核殼結構。制備的核殼型微液滴具有非常薄的液態油膜[41]。

圖5 聲控生成核殼微液滴[40]

除核殼微液滴外，微腔封裝的微液滴，是以液滴為載體，將細胞或功能性的微粒包裹在其中的復雜液滴。液滴由于界面的存在，提供了一個相對穩定的內部環境，有利于特定對象的分析和研究。傳統的被動微腔封裝將懸浮在水溶液中的一群細胞或顆粒作為分散相，另一不混溶的流體作連續相，生成包封細胞或微粒的液滴。但這種方法不能直接控制每個液滴中包裹的數量，包裹數量遵循泊松分布，面臨著高比例的空液滴或更高比例的具有多個細胞或顆粒的液滴的困難[42]。采用聲表面波噴射液滴的方法，液滴中的細胞數與液滴體積呈線性關系，通過調節聲波參數能控制液滴生成的節奏和尺寸即細胞數，并且對生物損傷也很小[43]。也可以利用聲波對粒子的富集和聲流作用，將液滴生成、富集、封裝結合在單個微流控芯片中，調節SAW按需生成顆粒封裝液滴[44]。優秀的包封率和可控的粒子封裝數使得細胞孵育[45]，單細胞基因測序[46]，藥物遞送[47]效率更高。可以將包封粒子或細胞后的液滴通過穿越層流獲得殼層，實現細胞培養或藥物釋放的特定需求[48]等。

圖6為常見復雜結構液滴及其應用。圖6a通過微流控技術生成了具有大液體核和聚合物殼的生物相容性微膠囊，用于藥物釋放[49]；圖6b中封裝殼的原位光聚合使得合成的結晶膠體陣列結構穩定，并且不允許離子物質滲透，能夠在高離子強度的連續水相中保持至少一個月[50]；圖6c展示了具有半透性殼的水凝膠膠囊，該種膠囊在單個大腸桿菌細胞的單基因組擴增實驗中，比水凝膠珠或液滴更為有效[51]；圖6d用微流體技術生成一種具有程序化順序藥物釋放的復雜核殼殼聚糖微膠囊，用于急性胃病治療，其微膠囊由交聯的殼聚糖水凝膠殼和含有游離藥物分子和載藥聚(乳酸-乙醇酸)(PLGA)納米顆粒的油核組成[52]；圖6e中設計了一種具有油核、混合聚合物中間殼、二氧化硅殼的納米載體膠囊，聚合物層在二氧化硅層的構建時穩定乳液，二氧化硅外層作為生物結合和將親水藥物嵌入多孔結構的最佳生物界面，并使納米膠囊具有防污性能。對比了在二氧化硅層外涂有聚乙二醇(PEG)和沒有涂層下的納米膠囊(綠色)進入細胞的生物兼容性，此外，適當地官能化不同殼層可以實現納米載體膠囊的多功能化[53]。

圖6 常見復雜結構液滴及其應用[49-53]

雖然聲表面波對于液滴生成的操控能力很強，但制備復雜結構的微液滴往往需要將聲表面波等多種技術結合才能夠滿足要求，實現更復雜的液滴制備。

4 結論

聲表面波微流控技術在在過去的20年中得到了快速發展，在微液滴生成方面，只需通過控制輸入電壓、頻率等參數，即可實現對微液滴生成和運動的主動控制，器件結構和操作都比較簡單，具有顯著的優勢。未來可以與相關模塊進行集成，發展成為便攜式生化醫療設備。

此外，使用脈沖信號激勵壓電換能器，產生的聲波振動尖頭毛細管，從而高頻打印液滴陣列，再結合數字微液滴生成，即可實現可編程化操控，可用于單細胞封裝培養、PCR等生物實驗[54]；還可以利用動態聚焦聲場將液/氣界面抬升至一定高度，以便液/氣界面破裂，從而按需噴射打印無油液滴，將編程的射頻信號用于圓形叉指換能器，實現精確控制生成時間和順序以及準確的液滴體積。該噴射裝置還可以將細胞封裝在液滴中，并將這些液滴沉積到基板上的液滴陣列中，快速處理和保存細胞[55]。除液滴外，也可打印細胞甚至細胞球體。這種聲學打印液滴裝置由于沒有噴嘴，可以穩定地打印高濃度細胞，甚至細胞球體，也不會堵塞。同時，打印的細胞活力較高可以用其創建更多功能的天然組織、類器官或疾病模型[56]；利用聲流體對懸浮粒子(如細胞)的影響，無支架生成多細胞球體，細胞球體等3D細胞培養物，廣泛用于組織工程、再生醫學和轉化醫學等[57-58]。