微流控系統中微泵和微閥的研究與挑戰

劉林波 蔣 卓 申旋旋 何 葉

微流控系統中的流體控制是基于微流體驅動,通過對微小尺度上液流操控來達到對液滴進行快速有效操控和分離分析的目的。微流控系統融合了微型機械、流體力學和智能材料等多門學科的理論,其尺寸小、流量控制準確,可廣泛用于各類微流體準確處理流程,在芯片研究[1]、生物化學分析與檢測[2]、電子產品冷卻[3]、藥物體系輸送[4]等方面具有廣泛的應用前景。

微流控芯片中的微流體的驅動與控制可以實現低體積液體的混合、自動化及高通量篩選,是實現芯片不同功能的基本條件[5]。而微型泵、閥對微流控領域中的微量流體控制承擔著微液滴輸送動力與樞紐的重要角色,發揮著極其重要的作用。其中微泵作為實現微流體傳動的核心部分,把部分能量轉換成流體位移所需要的動量;微閥是以控制流體通斷和流動方向為主,來實現微流體的摻混、傳遞和保存的一種程序性控制方式。當前微型泵閥類型較為齊全,微流控技術的進步對微型泵閥技術提出了新的需求[6-7]。鑒于此,文章以微型泵閥技術作為研究對象,對其在國內外的研究現狀、關鍵技術進行梳理,對其優缺點進行分析,以期為相關技術研究提供借鑒。

1 微泵

以微型泵為動力源的微流控系統是全系統的核心部件,在微流體傳輸過程中起到關鍵作用[8]。按照微泵本身是否含有可移動的機械部件,微泵可分為主動泵(機械泵)和被動泵(非機械泵)兩大類[9-11]。主動微泵多靠機械部件動作輸送并控制微流體,被動微泵主要靠各種物理作用或者將一定的非機械能轉化為微流體動能來實現對微流體進行驅動。表1概述了幾種典型的主動泵與被動泵,包括液體驅動方法、流量、功率特性、優缺點。

表1 微泵的分類

1.1 主動泵(機械泵)

根據其致動機理的不同可以分為壓電致動微泵[24-25]、靜電致動微泵[26]、電磁致動微泵[16]、形狀記憶合金致動微泵[27]、光驅動式泵[28]、熱氣動力致動微泵[29]等。在實際應用中,基于流速穩定性和可靠性角度考慮,使用較多的是注射泵、蠕動泵、離心泵、氣動泵等。注射泵是通過步進電機程序性推進活塞實現對微量流體的驅動,速度可精確達到每分鐘幾微升;蠕動泵是通過均勻間隔式擠壓泵管,使其內部液體朝一個方向移動。這幾種微泵,雖然穩定可靠,但都有局限性,如注射泵和蠕動泵體積較大,不能集成到芯片上,壓電微泵和氣動微泵雖然可以集成到芯片上,但是前者對微加工要求較高,后者與蠕動泵相似,輸送液流存在脈動現象,且需要較大的外接氣源等設備。

注射泵是最普遍和最容易制造的主動泵,但一個顯著缺點是與小型微泵相比,其結構尺寸偏大,而注射泵小型化是困難的[30]。為了解決這些問題,Matsubara等[31]提出了一種無機械滑動部件且具有高功率源的片上微量注射泵(圖1)。該泵利用電共軛流體(electrically conjugated fluid,ECF)和由ECF驅動的電流體動力代替線性致動器。為了控制流向,還集成了ECF驅動的無泄漏微型閥。Zhang等[32]提出一種具有自主流量輸送功能的便攜式即插即用注射泵。流體由泵中專門設計的壓縮彈簧機構驅動,并由3個被動閥的微流體流量調節芯片控制。重要的是,液體流量通過被動閥是獨立的,射流的壓力由變化的彈簧壓縮力引起,并通過泵中的微流體流量調節芯片實現恒定流量自動調節。

圖1 ECF噴射公司提出的無活塞微量注射泵的概念圖和工作原理

采用注射泵將微流體注入微通道,由于注射器的重新裝載,導致了不同批次之間的液滴差異。因此Gao等[33]報告了一種新的重力驅動方法,半開式設計可在微通道上提供穩定的壓力輸入和連續的液體補充。這種由多個溢流單元組合而成的系統可有效減少對多相界面的擾動,獲得高質量的單分散性單乳液。通過改變溢流高度,可以獲得不同尺寸的單一乳液。此外,雙重乳液也可以通過簡單地增加另一個單元而不影響系統的進一步變化來實現。這些特點也表明重力驅動溢流微流控系統可以穩定、連續地注入流體,見圖2。

圖2 雙單元重力驅動溢流微流控系統

除注射泵以外,蠕動泵使用也很廣泛,但最顯著的一個缺點便是運輸液體過程中存在不連續、不均勻等問題,管道中容易產生氣泡。針對此問題,Ma等[34]展示了一種無閥微流體蠕動泵送方法,能夠以高精度連續輸送納升級流量。液體是通過擠壓嵌在帶有滾動凸輪或軸承的多晶硅裝置中的微通道來泵送的。此泵送方法實現了連續和均勻的流動,速度范圍為1～500 nL/s,流出量誤差在±3 nL以內。此外,Xiang等[35]設計了用于微流體應用的線性蠕動泵(圖3),泵的操作基于微型凸輪同步壓縮微流體通道。其柔性微流體通道使用軟光刻技術用彈性體聚二甲基硅氧烷(PDMS)制造,而微型凸輪從動件是使用3D打印技術制造的。原型泵是自吸式的,并能容忍氣泡。

圖3 完全組裝設置及其凸輪從動件系統

微型氣泵在微流控領域上的應用相對于蠕動泵,輸出效率更高、流量波動小,但它無法實現連續供樣。通過將軟光刻技術與傳統的批量加工相結合,Sin等[36]設計了一種小排量微型泵。該微型泵通過氣壓驅動,為自吸泵,適用于通過包含哺乳動物細胞培養物的微流體裝置使流體再循環。通過控制設計泵室的容積,可以通過更改驅動頻率來嚴格控制輸出流量。它也可以容易地在塑料基板上制造,而無需使用昂貴的微加工設備。為了提高氣泵的輸出流量,Ji等[37]研制了一種可變腔室高度(SPGPVCH)串聯壓電氣泵。該泵由3個可變高度的串聯腔室、3個帶有柔性支撐的壓電執行器和4個楔形閥組成,與傳統的壓電氣泵相比,輸出流量和壓力都有很大的提高。

離心泵是許多生物醫學系統中液體輸送必不可少的機械部件,其小型化可以促進創新的疾病治療方法。然而,離心泵主要由剛性部件構成,在運輸高黏度液體時效率極其低下。基于此,Zhou等[38]將軟材料和柔性電子設備結合起來,實現了質量為1.9～12.8 g的軟磁懸浮微型泵(soft magnetic levitation micropump,SMLM)。SMLM以1 000 r/min的轉速旋轉,可以泵送黏度為0.001～0.006 Pa·s的各種液體。由于具有良好的生物相容性且不會損傷器官,可用于輔助透析、血液循環和皮膚溫度控制,如圖4所示。Matar等[39]提出另一種新型微型離心泵,其基于在集成的同步電機內運行葉輪(包括承載直葉片和反葉片的永磁體的轉子)來實現泵送,該同步電機可以用不同的轉速泵送流體。其葉輪直徑為5.5 mm,高度為1.5 mm,可以在高達9 000 r/min的轉速下平穩運行,提供高達14.3 mL/min的無脈動最大流速。該泵可以集成到緊湊尺寸的系統中,并且可以提供寬范圍的流速,見圖5。

圖4 SMLMs的基本概念圖

圖5 離心泵的3D示意圖

傳統泵送方法存在各不相同的缺陷,近些年電磁驅動式的微泵由于有可集成性、高精度可控性以及低成本等優點,已經被廣泛運用于各個領域。Li等[40]提出了一種新型的微流體裝置(圖6),該裝置具有易于集成的高性能電磁微泵和仿生齒輪同步止回閥。裝置包括硅微通道、磁性活塞、1個或2個電磁執行器和2對受壓力差影響開啟和關閉的仿生齒輪同步閥,該微泵在不同阻力的封閉流體回路中具有較大的泵送能力。電磁致動無閥微泵大多不具備雙向流動能力,而雙向流動能力是化學分析發展中的一個重要特征。因此,Rusli等[41]提出了一種電磁模塊驅動的雙向流動微泵雙腔設計,該泵被設計成模塊化系統,流動方向可以通過其自身與永磁體耦合的功率感應器來控制。該功率感應器放置在2個腔室之間,用PDMS預聚物制作了微通道芯片和薄膜。致動泵是電磁型的,通過使用兩個與永磁體耦合的功率電感器,并且振蕩頻率由外部控制器控制。

圖6 微泵工作原理及GSCV原理圖

綜上所述,各類機械位移型微型泵已有了顯著的發展,報道的大多數機械微泵都采用了壓電、電磁致動原理,與其他致動方案相比,其物理性能參數相對優越。而基于離子導電聚合物的驅動似乎是微泵驅動的一種新的有前途的方法,因為它能夠在低電壓下輸送流體[42]。Naka等[43]開發了一種由導電聚合物軟致動器驅動的微型泵。導電聚合物軟致動器分別由于電化學氧化和還原而實現打開和關閉。雖然開發的微泵不含閥門,但微泵通過兩個軟致動器的開啟和關閉,可以單向輸送流體而不會發生回流。此外,該微型泵的能量消耗率明顯低于傳統的微型泵。但是,這樣的泵卻存在一次性使用的限制。為了拓寬一次致動器的選擇,Zhong等[44]提出了一種新型的靈活的全聚合物膜片執行器系統,稱為雙隔膜活性聚合物執行器(DDAPA),它是一個模塊化的單元,可以重新用于多種活性微流體組件。所提出的概念拓寬了一次性致動器的選擇,見圖7。

a. 雙隔膜活性聚合物致動器(DDAPA)的黏合過程示意圖 b. 俯視圖 c. 橫截面圖中生成DDAPA圖 d. 泵送機制的圖示 e. 配置為微注射工具的DDAPA的示意圖 f. 微閥 g. 單向微泵

目前,微泵和微芯片的合理集成仍然是微流體技術商業化的難題。在主動模式中,設備平臺空間密集并且成本高。此外,外部機械結構的使用增加了死體積以及流體泄漏和氣泡形成的可能性。這些限制對開發芯片提出了挑戰,改善這些問題也成了后期主動泵開發需要解決的首要問題。

1.2 被動泵(非機械泵)

與主動微泵相比,被動微泵更便于集成。目前已經有多種被動泵被研制開發,如電滲泵、磁液態動力泵[45]、電液態動力泵[46]、毛細驅動式微泵[19-20]、重力驅動泵[21-22]、熱氣泡驅動泵[23]等。熱氣泡微泵不需要外部流動或壓力源,在簡單性和直接集成方面表現出巨大的前景。電滲泵依據玻璃材料良好的電滲性能,在外加電源條件下,管壁表面形成雙電層,從管壁到微通道中間也隨之分別形成固定層、擴散層、中性層,其中擴散層在電場力作用下實現流動,并可以通過改變電極方向輕易逆轉流體流動方向。

電滲泵無需移動部件即可輸送液體,更適用于微流體和芯片實驗室系統,但在輸送液體過程中管道容易出現氣泡。因此,Silverio等[47]利用潔凈室微/納米制造技術和現成的設備設計了一種簡單的電滲驅動的微流體泵,以期能夠穩定持續地分配每分鐘幾納升的極低流量甚至更低的流速,初步測試顯示流速低至45 nL/min可以在這種微流體電滲泵中獲得。該泵消除了直流電滲泵特有的氣泡的形成,可用于穩定和連續的藥物輸送系統,應用到患者以及芯片器官上。雖然電滲泵在醫用領域優勢明顯,但它的結構較為復雜,使用了同一基板上的成對共面不對稱叉指微電極構建。為了降低電滲泵的復雜度,Liu等[48]開發了一種更簡單的微型電滲泵系統,將兩個基板上的電極分開,并通過具有3D微結構的半沉積電極來打破對稱性使局部電場發生彎曲,進而由于切向電場與誘導雙電層之間的庫侖相互作用而產生電滲流。這種微泵系統除了高效和簡單之外,還可以創建微渦流裝置和主動微流體裝置。

相對于電滲泵的應用,電化學微型致動器和微型泵對于許多應用它的響應就相對較慢了,然而Uvarov等[49]提出了在玻璃基板上由聚二甲基硅氧烷制成的簡單無閥微泵,使用交替極性電解,這樣可以大大減少響應時間。在10～100 ms的孵育期后,一個充滿整個腔室的微泡在不到100 μs的時間內彈出,并在10 ms內消失,這個氣泡將液體排出并驅動泵。對于較高振幅的驅動脈沖,孵育時間僅1～2 ms。因此,一種功率較小但速度較快的泵送成為可能。但因種方法可泵送的流量有限,Guo等[50]設計并制造了一種基于微機電技術的熱氣泡微泵系統技術,并探究了多種參數(電壓、脈沖時間、周期延遲時間等)對數據控制系統的影響。結果表明,在微泵的幫助下,溶液的流量可超過15 μL/min。

相比于其他由微電驅動類型的微泵,毛細驅動式微泵是利用毛細力的作用驅動流體,大部分都應用在紙質微流控芯片中。然而,流體控制性能差是毛細力驅動微流體的一個共同缺點。Ye等[51]提出了一種通過控制形狀記憶微結構變形引起的連續拉普拉斯壓力來控制開放通道中液體流動的方法。拉氏壓力和毛細力共同驅動液體流動,通過調節通道表面親水性和微柱彎曲角度實現可控的流體輸送,證明了流量的可控性和水沿預設路徑的定向輸送。此外,通過局部疏水修飾實現了輸水的啟動和停止。該策略改善了傳統開放系統中流體控制能力差的問題,使流體流動具有高度可控性。但此款微泵如要應用于陣列微流體中,它的高度可控性要實現還有許多問題需要解決。Xing等[52]提出了一種由表面張力驅動的新型無泵微流控陣列,用于研究胰島的生理學。由于入口和出口尺寸的差異,表面張力產生的壓力實現了陣列中有效的流體流動。該系統不僅通過消除對外部泵/管道的需要和減少溶液消耗的體積,而且由于有效的流動交換和所需的極少量溶液,還實現了更高的分析時空分辨率。

綜上,目前大多數微泵結構都使用Si、玻璃[53]等材料,但由于其成本較低、強度增強、易于制造,最近出現了使用PDMS、PMMA、塑料等聚合物基材料的趨勢[54]。重點也轉向了材料兼容性,以證明微型泵的應用是合理的,特別是在生物相容性、熱穩定性和化學穩定性至關重要的生物醫學、生物化學分析中。除了傳統的微制造技術外,研究人員[55-56]還提出了用于微泵制造的制造工藝,如CNC銑削、激光切割雕刻,這與微制造技術一樣具有競爭力。但一般來說目前被動系統多數被設計為一次性設備,不能在實驗室中重復使用。這種系統的流量也總是低于手動控制系統的速度,甚至比機械系統的速度還要低,因此被動型泵在未來還有很大的發展前景。

2 微閥

微閥作為一種調節流體在微流道內流動的小型閥門,可以實現流體流量大小調節、流體通道開閉和流體流向切換等多種功能。微閥的用途及作用依賴于結構,結構與驅動機制相關聯。所以,很多學者對不同制動機構微閥裝置進行了研究,并且將其運用到不同領域中,例如3D打印[57]、單細胞分選[58]、醫療應用[59]以及生物化學分析[60-61]等,在這些應用中,其中微閥精密控制能力及微型化特性得到了充分的發揮。

微閥多由微通道與基底組成,通常具有控制微通道開閉的薄膜,而無固定驅動結構。所以,按照是否具有驅動結構可以將微閥劃分為主動閥與被動閥兩大類,前者是指用各種驅動機理對主動式微閥內部運動部件進行致動,被動閥是指不需要外來驅動力,只需利用自身參數(例如流體的壓力,流動的方向)的改變就可實現微閥開閉及流量調劑。以特斯拉微閥[62]為例,它包含三段微通道,流體在前進方向上壓力損失較小,而在后進方向上則較大,屬于典型的被動閥。表2對已有微閥分類進行了概述,包括有無驅動部件、驅動類型和驅動原理。

表2 微閥的分類

2.1 主動閥

機械微閥原理是建立在微小機械結構上,包括薄膜、柱塞和活塞等。這些微結構利用外加機械力或者壓力調整閥門狀態,多數微閥都是在柔性膜上耦合磁、電、熱制動方法以達到微流道內流體開閉及調整。

電磁微閥運行速度一般很快,可以在毫秒甚至更短時間內實現啟閉運行,尤其適用于要求響應快、控制精度要求高的場合。與電磁微閥相比,在最新進展中,集成式磁性微閥以其采用磁性材料和重量輕、尺寸小等特點,使其由“流量小、流體動力學阻力大”向“高流量、流體動力學阻力小”轉變更為便捷。在臨床醫療領域中,Pereira等[63]設計并制作了一種磁驅動的微閥,用于調節植入后眼壓的青光眼引流。這是通過采用集成磁性微閥實現的,該微閥在關閉時能提供充分流體動力學阻力以克服低血壓,如圖8所示。電磁驅動閥把電能轉化為機械能具有效率高、功率消耗少等特點,能用較少驅動力就能產生很大泵膜變形量,為應用于植入式生物及醫學微流控系統打下基礎。

圖8 微閥三維放大視圖

雖然電磁微閥中的磁場對任何介質都沒有依賴性,可用于驅動多種不同工作介質以及實現遠程無線控制等,但是難以調節氣體的流量。而靜電微閥由于是以電極間靜電吸引力為驅動力來驅動高電壓的電解液體而需要較小的電極間隙,其絕緣膜間位移通常為幾個微米,電壓通常還需要在50 V以上,因此多數微閥都是用來調節氣體的流量而非液體。但是在最新的研究中,Atik等[65]開發了一款靜電驅動的常閉微閥,可以將PDMS-玻璃混合微閥組裝在同一芯片上單獨工作,實現微觀層面的精確液體流量控制。該團隊表征了半徑為300 μm的膜片的操作參數,引入了電壓(平均221 V)、開閉響應時間(微秒)、重復性(超過50次)及觸摸面積(引入電勢時為25.3%±2.6%)的表征方法,為證明可以整合到微流體芯片中,該團隊利用PDMS微通道封閉的隔膜對有色水流動條件進行試驗,驗證設計的通道集成使流體能夠在閥座下流動,如圖9所示。

在閉合狀態下通過完全覆蓋微通道橫截面積的壁來阻止液體流動

靜電微閥電極間的靜電吸引力精度要求非常高,才能使隔膜間的位移保持在幾微米,不適用于具有寬流量范圍、低泄漏等特點的情況。而壓電驅動微閥具有壓電效應能夠產生很大的壓力(一般為數兆帕)以及很小位移(應變小于0.1%),能夠滿足寬流量范圍、低泄露等特點的情況。基于以上要求,Durasiewicz等[67]利用生物相容性材料設計了一種新型的壓電驅動金屬基微閥,以滿足醫療液體應用的需求。該微閥包括具有進口(Ⅱ)與出口(Ⅲ)的金屬閥體(Ⅰ)和結構化閥座(Ⅳ)。金屬隔膜(Ⅴ)橫跨在閥座上,壓電陶瓷層(Ⅵ)結合在頂部,以形成彎曲致動器。初始狀態(綠色)時,微閥常開,使流體由進口流向出口處。壓電制動時,負電場(藍色)的應用是通過反向壓電效應使閥門處于開啟狀態;施加正電場(紅色)后金屬隔膜緊壓閥座,閥門閉合,驗證了所提常開微閥適合醫療應用中安全可靠微流體裝置的設計,如圖10所示。壓電驅動微閥以壓電晶體及金屬電極為活動元件,在外加電場作用下會產生機械應力或者拉伸力來驅動薄膜開合,引起橫向位移帶動隔膜周期性振動。

圖10 工作原理示意圖

相比于其他類型的驅動方式,氣動微閥對工作介質和溫度要求不高,因而其應用范圍更廣,由于其原理簡單、容易實現等優點仍被廣泛應用于微流控系統。Kaminaga等[72]提出了一種具有梯形橫截面的氣動驅動微閥,用來封閉深微通道。所提出的微閥可以關閉350 μm深的微通道,適用于處理數百微米大小的液滴。該微閥是通過黏合三層聚二甲基硅氧烷制成的,由梯形液體通道層、膜和氣動通道層組成,膜和氣動通道位于梯形橫截面微通道下方,該閥通過對氣動通道產生氣動壓力抵靠在薄膜上,從而防止液滴穿過。當施加的壓力為0 kPa時,直徑為200 μm的液滴可以通過而不會堵塞,深度為350 μm的梯形橫截面可以通過逐漸施加300 kPa的壓力來閉合,如圖11所示。相較于傳統機械主動微閥而言,采用功能性材料驅動相變主動閥成本相對低廉,例如石蠟和水凝膠,設備結構簡單、可處置性強,Selvaganapathy等[71]提出相變閥中流動通道采用薄的聚對二甲苯層并位于石蠟致動器處,聚對二甲苯具有成膜作用,石蠟熔化后膨脹使通道橫截面積縮小而閉合。

圖11 微閥展開示意圖

微閥的應用正在從最初的實驗室生化分析迅速擴展到其他領域,越來越多的主動微閥被應用于人體以治療疾病,如青光眼的治療。而傳統的機械驅動的主動微閥由于結構復雜、部件多,無法與微流體系統完全集成,導致泄漏問題;與此同時,具有外部驅動裝置的主動微閥,便攜性仍然是問題,外部驅動裝置的散熱問題也影響微閥的性能和精度。因此,為了進一步提高主動型微閥的性能,微閥的集成加工是后期微閥研究所需要解決的首要問題。

2.2 被動閥

主動微閥需要用驅動裝置控制微流體,被動微閥通常可以通過背壓控制微流體。大多數被動微閥或止回閥都作為機械運動部件安裝在往復位移微泵的入口和出口中,如閥瓣[73]、膜片[74]或球形[75]。對于入口和出口流量的穩定控制,在被動微閥中較為困難,從而在低流體壓力下進行精確流量控制的微閥在經濟高效和小型化的微流體設備中就顯得尤為重要。Zhang等[76]提出了一種新型的被動閥,可以在超低閥值壓力下實現大流量控制,在不同入口壓力的靜態和時間相關條件下測試閥門的流速。該閥由1個橢球面控制室和1個包含2個微孔的彈性膜組成,在流經微孔的加壓液體作用下,微孔會偏轉以改變控制室的流動阻力,從而保持恒定的流速,完全不受入口壓力的影響,如圖12所示。

圖12 微流控被動閥工作原理

集成加工技術減少了微閥中部件的數量和死區的面積,保證了配合的精度低于微米。采用噴嘴,擴散器或者Tesla元件等“無閥”部件是液體流動控制的另一途徑,在微通道內使用幾何形狀或者表面特性被動毛細管微閥系統,通過改變微通道內液體的表面積和體積比控制流量的調節。Azizian等[77]設計了一種新型無擴散毛細管閥,該閥門由三維結構和空隙區組成,并驗證了該閥門的可行性。當閥觸動后,受困于間隙內的氣流由毛細管流向下游產生的氣動抽吸排出,不把氣泡導入到回路上,與傳統閥(基于收縮膨脹閥)相比,該閥消除了氣泡可能回流到閥中的情況,減少了加載和觸發步驟中的混合和擴散。如圖13所示。

圖13 毛細管閥的工作原理圖

被動閥只在正向壓力時開啟,與主動式微閥相比,在反向泄漏、避免死體積、生物兼容性有很大的優勢[78-79]。盡管主動閥結構復雜、尺寸大,且加工及集成化困難,但是在流體路徑上具有隨意靈活、特殊的啟閉特性,而被動微閥僅只能以流體的正向壓力開啟而以反向壓力關閉或者作為恒流調節器使用。

為了提高微型閥門的性能,隨著微流體技術的快速發展,提出了大量的新結構和新材料用于微型閥門,新的工作原理明顯降低了微型閥的成本、泄漏率、功率損失和死區,提高了響應速度和生物相容性。但在微型閥性能的改進和成本效益的進一步商業化上仍有較大空間。微閥的應用正在從最初的實驗室生化分析迅速擴展到許多其他領域。突破性地設想,微閥將使得在個人診斷或者衛生應用中充分整合一次微流體芯片實驗室得以實現。除以上所提到的應用之外,微閥也將作為一種高通量的微流體平臺搭建起來進行干細胞的研究或者藥物的發現。此外,微閥將嵌入各種微流體系統[80-81]中,包括太空探索、燃料電池等。當然,在不久的將來,嵌入微閥的微流體平臺將像今天的微處理器一樣普遍[82-83]。

3 總結與展望

在微流控技術迅速發展的今天,微泵與微閥等微流控技術核心組件仍起到至關重要的作用。它們的應用范圍也由原來實驗室生化分析向其他領域快速拓展,其不斷創新與完善必將促進微流控技術向醫學、生物學、化學及環境等方面廣泛發展。

文章概述了用于微流體運輸與控制的各種微型閥和微型泵,雖然微型閥和微型泵的性能沒有標準化的衡量標準,每種類型的設計在工作原理、材料、成本、易于制造、便攜性、生物兼容性和可重復使用性方面都有很大差異。但隨著微流控基礎理論及應用的擴大及相關配套技術的發展,微泵微閥應用范圍正由實驗室生化分析向其他諸多應用領域快速拓展,其不斷地創新與完善必將促進微流控技術向醫學、生物學、化學及環境等方面廣泛發展。同時,隨著材料科學與微納加工技術的深入與應用拓展,微泵與微閥性能與可靠性會越來越高,這給各類微流體的應用提供了更多契機。