超声微流控技术是一种将高频超声激励耦合至微流控芯片的技术。针对常规超声微流控器件柔性尖端结构扰动效果差以及气泡易受热变形等问题，提出一种柔性尖端耦合气泡的增强型超声微流道结构，提高流场扰动效果以及结构稳定时长。首先，利用有限元分析方法对超声激励下柔性尖端、气泡、耦合三种结构的流场分布特性进行仿真，得到速度场稳态分布特性。然后，设计并制备三种结构的超声微流控芯片，利用2.8 μm聚苯乙烯微球作为示踪粒子对流场扰动特性进行分析。此外，对贴壁气泡和耦合结构中气泡尺寸及生长速度进行分析。最后，利用人血红细胞（Red blood cells，RBCs）对耦合结构的生物样本适用性进行验证。实验结果表明：相比于柔性尖端及贴壁气泡结构，耦合结构的流场扰动范围分别提高439.53%和133.48%；气泡生长速率可由14.4%降低至3.3%。本文提出的增强型超声微流控结构有望在微米尺度流场扰动及颗粒操控方面广泛应用。
0 引言
微流控技术[1-2]是一种可以实现微米尺度下微小量级液体精准操控的技术，具有高通量、低消耗、便携性、易用性等独特优势，在细胞分析、分选、操控以及液体混合、浓度梯度产生等方面具有广泛应用[3-4]。此外，声[5-6]、光[7-8]、电[9]、热[10]等外部激励物理场的便捷集成优势，进一步扩展了微流控技术的应用领域和潜力。其中，超声微流控器件[11-16]由于其结构简单、易于并行扩展、生物兼容性好、即时诊断（point of care testing，POCT）集成潜力大等优势，受到越来越多的关注。
超声微流控技术通过将压电换能器的机械驱动转换为微流道结构固/液界面或气/液界面的周期性振荡，实现周围流体扰动。通过调整界面位置、角度及外部激励条件（频率、幅值等），实现流场特定扰动模式，并广泛应用于流体控制[5, 11, 17]（混合、泵送、切换）、微粒操控[18-23]（细胞捕获、分选、裂解等）和质量传递[24-26]（药物递送、微观振动）等领域。按照界面材料类型划分，目前常用的超声微流控器件主要包括柔性尖端结构[17, 19, 21-26]［通常为聚二甲基硅氧烷（polydimethylsiloxane，PDMS）尖端］和气泡结构[2, 6, 8, 10]。
相比于柔性尖端结构，气泡具有更高的压缩比，气/液界面可以产生更大的振幅，从而产生更强的流场扰动效果。Tovar等[5]利用侧向贴壁气泡结构实现微流道内液体的定向流动，最高通量约为8 μL/min；Ahmed等[18]利用贴壁气泡结构在低频率声场激励下引起的微弱流场扰动，实现了聚苯乙烯微球、Hela细胞和秀丽隐杆线虫的精确旋转；Xie等[20]利用多个马蹄形结构得到尺寸和位置确定的气泡，实现粒子轨迹的精确控制；基于以上结构，Gao等[11]利用不同尺寸气泡的粒子驱动模式差异，通过调节激励频率，实现细胞或粒子的双向运输。然而，由于受超声振子驱动产生的热传导影响，贴壁气泡往往快速生长、膨胀，引起粒子驱动模式变化，甚至产生挤占有效流道空间、发生破裂等现象，无法长时间稳定工作。
相比于气泡结构，柔性尖端结构的流场扰动效果仅依赖于尖端结构的尺寸特性及外部激励条件，可以长时间稳定工作。Huang等[17]研究了尖端角度、驱动电压、驱动频率、流体流量对尖端结构扰动流体效果的影响。Ozcelik等[19, 24-25]利用PDMS尖端结构振荡产生的双涡旋流场，对Hela细胞进行捕获及平面旋转，最高旋转速率超过14 000 r/min；随后，以梯形模式排列尖端结构，实现了一种浓度梯形发生器，并用来控制HMVCE-d细胞内环境中的Ca2+ 水平。Huang等[21-22]利用尖端结构的声流扰动，实现了人类痰液和粪便在30 μL/min的高速均质化，同时保持细胞活性和完整性。Wang等[23]利用尖端结构引起声流产生的剪切力进行细胞裂解，贴壁的Hela细胞和非贴壁的Jurkat细胞裂解效率均超过90%。Tian等[26]利用尖端结构实现酶（β-葡萄糖苷酸酶）与底物（4-甲基伞形酮-β-D-葡萄糖苷酸，4-MUG）的均匀混合以实时控制催化反应。
上述研究成果充分表明了超声微流控技术在微尺度、高时/空分辨率操控领域的独特优势，以及在样本混合和实时、连续反应分析方面的巨大应用潜力。然而，常规柔性尖端结构受限于微结构的尺寸依赖性，无法实现大范围的有效扰动；气泡结构热稳定性较差，无法长时间稳定工作。
针对以上问题，本文提出一种结合柔性尖端结构和气泡结构的增强型超声微流控结构，实现流场扰动效果增强以及气泡寿命的延长。在柔性尖端耦合气泡结构，可以有效实现振荡结构的扰动级联放大，同时减少PDMS与气泡的固/气界面热量传导，从而实现气泡寿命的延长。本研究设计并制备了柔性尖端、气泡以及耦合结构三种超声微流控芯片，并以2.8 μm聚苯乙烯微球为示踪粒子，对粒子扰动范围、运动轨迹、速度以及气泡持续时间进行了实验验证。最后，以人血红细胞（red blood cells，RBCs）为检测样本，对耦合结构超声微流控器件的生物样本适用性进行验证。
1 基于超声微流控的流场扰动原理
在边界驱动且无滑动边界条件的声流场中，流体的切向速度假定为0。深度为h的微流体通道中，液体速度大小可迅速达到自由场值v：
 |
其中，ω为声波的角频率。流体速度从0到v的陡峭速度梯度变化导致声波动量发生显著变化，随之产生显著变化的雷诺应力，导致Rayleigh强涡旋流[27]的产生。由动量定理可知，流体稳定流动速度的大小vs与结构振荡表面速度vh的平方成正比：
 |
其中，结构振荡表面速度vh ~ dω（d为结构振荡位移幅度）。由此可得，
 |
由上式可知，结构振荡位移幅度与流体流速呈平方关系。
气体具有可压缩性，允许气泡边缘以初始半径大小的5%膨胀和收缩[28]，从而引起高振幅的体积脉动。这种较大体积变化的脉动使气泡能够作为声波的二次发射器，增强局部声场，有利于在脉动气泡附近产生多级强烈微流；尖端结构振荡产生雷诺应力引起的涡旋流效果比非尖端结构强100倍[29]。将尖端结构视为悬臂，尖端处抗弯刚度最低[30]，在每次振荡周期中位移变化最大，有利于在振动尖端附近产生更强的微流。
相对于声流场环境中柔性尖端/气泡的振荡效果，将气泡体积周期性膨胀-收缩引起的声场增强效果与尖端悬臂振荡机制耦合，理论上会产生更大的振荡位移幅度，引起相互增强和放大的声流场扰动效应，进而影响流体流速。
2 结构设计及仿真
基于COMSOL 6.1多物理场有限元分析平台，对超声激励下尖端结构、气泡结构以及尖端耦合气泡结构进行流场仿真分析。利用压力声学、热粘性声学、层流模块分析微结构对微流体腔内声场和流场的影响。结构模型由充满水的闭合微流体通道和PDMS结构组成，如图1所示。流道半径为300 μm，尖端角度为15°，气泡半径为30 μm。相关仿真参数如表1所示。
图1
结构仿真模型
Figure1.
Structural simulation model
表1
仿真参数
Table1.
Simulation parameters
三种结构的速度场稳态仿真结果如图2所示。由流场速度分布特性可知，微结构的振荡诱导了强烈的微流动，两个对称的涡旋流以相反的方向旋转。对比尖端、气泡、尖端耦合气泡结构速度场稳态仿真结果，耦合气泡体积脉动和尖端悬臂振荡机制会产生相互增强和放大的声学扰动效应，从而引起了更高流动速度的涡旋微流。
图2
流场仿真结果
Figure2.
Simulation results of flow field
3 实验与结果分析
3.1 系统搭建及样品制备
基于以上理论和仿真分析，对超声微流控芯片进行制备并搭建了相应实验系统，如图3所示。超声微流控芯片（见图3a）包括压电换能器、PDMS微流道和玻璃基底三部分，其中微流道深度为40 μm。利用倒置显微镜（Nikon Ti2，Nikon，日本）进行显微成像，并利用高速相机（PhantomVEO，Phantom，美国）对流场内粒子运动图像进行采集，拍摄帧率为800 fps（图3b）。压电换能器的驱动电压为5 V，频率为108 kHz。
图3
超声微流控芯片及检测系统
a. 超声微流控芯片；b. 检测系统
Figure3. Ultrasonic microfluidic chip and detection systema. ultrasonic microfluidic chip; b. detection system
超声微流控结构的验证实验包括流场扰动、气泡生长及RBCs适用性三部分，分别验证器件的流场扰动增强效果、稳定性和生物样本适用性。实验所用的RBCs（浓度5%）购于盖宁生物，Tween-20溶液、磷酸盐缓冲液（PBS，1×）及2.8 μm聚苯乙烯微球（PS
3.2 流场扰动实验结果分析
以2.8 μm聚苯乙烯微球为检测样本，分别对基于尖端、气泡、尖端耦合气泡三种流道结构的流场扰动效果进行实验分析。采集微球运动图像并用MATLAB解帧处理，分析微球运动路径、分布范围及运动速度（角速度和线速度）结果，对比三种结构的扰动效果，对耦合结构的增强扰动性能进行验证。
聚苯乙烯微球超声扰动实验结果如图4所示。其中，图4a-c分别为微球在尖端、气泡、耦合结构超声微流控器件中的运动图像。分别选取位于流场内部、中部和外部的三个微球，记录单微球单周涡旋运动（以尖端/气泡位置为运动起点）中相同时间间隔的瞬时位置（标记为①、②、③……），得到相应尖端、气泡、耦合结构超声微流控器件中单微球的运动轨迹及分布范围，如图4d-f所示。
图4
微球超声扰动实验结果
a. 尖端结构扰动微球团；b. 气泡结构扰动微球团；c. 耦合结构扰动微球团；d. 尖端结构微球运动轨迹；e. 气泡结构微球运动轨迹；f. 耦合结构微球运动轨迹
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
对比图4a-c中扰动图像可知，相对于尖端结构和气泡结构，耦合结构在超声振荡作用下扰动聚集的微球团最大，聚集程度最密集。其中如图4b-c所示，气泡结构中气泡的等效半径为43.73 μm，耦合结构中气泡的等效半径为45.55 μm。对比图4d-f中运动轨迹可知，尖端结构、气泡结构和耦合结构的流场扰动范围分别为3 066、7 085、16 542 μm2。其中耦合结构对微球的扰动范围最大，相比于尖端结构和气泡结构的作用范围分别提高了439.53%和133.48%。
根据微球的分布特性，对应图4d-f尖端、气泡、耦合结构超声微流控器件扰动流场内部、中部和外部的微球运动瞬时位置（标记为①、②、③……），得到微球涡旋运动的角速度与线速度，如图5所示。由图5可知，微球在气泡结构、耦合结构的流道中做涡旋运动的角速度与线速度整体高于尖端结构，尖端结构作用下的微球运动速度最慢。在超声扰动过程中，微球的瞬时位置距离尖端/气泡越近，运动速度越快。
图5
微球涡旋运动角速度与线速度分析结果
Figure5.
The angular velocity and linear velocity of the vortex motion of the microsphere
3.3 气泡持续时间实验
通过快速推入PBS产生PDMS贴壁气泡和悬空气泡，对比传统贴壁气泡结构和耦合结构的气泡生长过程，分析气泡生长速率及存活时间，对耦合结构超声微流控器件的稳定性进行验证分析。
贴壁气泡完整的微流道显微成像图片如图6a所示。气泡在180 s内随时间生长结果如图6b所示。贴壁气泡和耦合结构气泡在0、60、120、180 s时的面积及生长速率如图6c所示。相比于贴壁气泡快速增长的生长速率（4.7%，7.2%，14.4%），耦合气泡的生长速率（2.7%，2.8%，3.3%）平稳维持在较低水平，耦合气泡的总存活时长远远大于贴壁气泡，实际可持续超过10 min。
图6
气泡稳定性分析结果
a. 贴壁气泡微流道显微成像图；b. 气泡随时间生长状态显微成像图；c. 气泡面积与气泡生长速率
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 红细胞实验与结果分析
由于聚苯乙烯微球与细胞尺寸、密度等特征参量之间存在差异，在上述聚苯乙烯微球扰动效果实验验证的基础上，以RBCs为检测样本对耦合结构超声微流控器件的生物样本适用性进行验证，实验结果如图7所示。由细胞团分布（图7a）、单细胞运动轨迹（图7b）、角速度（图7c）与线速度（图7d）可知，RBCs在超声扰动作用下运动模式与聚苯乙烯微球实验结果规律一致。
图7
人血红细胞实验结果
a. 耦合结构扰动红细胞团；b. 红细胞运动轨迹；c. 角速度；d. 线速度
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 结论
本文提出一种尖端耦合气泡微流道结构超声微流控器件。利用COMSOL 6.1平台对尖端、气泡、尖端耦合气泡结构超声微流控器件流场进行仿真分析，得到声流场稳态速度分布特性。利用尖端、气泡、尖端耦合气泡结构超声微流控器件对聚苯乙烯微球、人血RBCs进行超声扰动实验，得到粒子运动轨迹和速度曲线以及气泡生长速率曲线。实验结果表明，相比于传统基于尖端和气泡微流道结构的超声微流控器件，尖端耦合气泡结构具有强扰动性、高稳定型、良好的生物适用性。本文方法可以为下一步不同结构的声操控平台的设计和优化提供理论借鉴。
重要声明
利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。
作者贡献声明：刘跃、梁圣法负责实验设计；刘跃、周玉莹负责结构仿真及分析；刘跃负责实验数据收集与分析；刘跃、张文昌负责论文撰写；陈少华负责论文修改。
0 引言
微流控技术[1-2]是一种可以实现微米尺度下微小量级液体精准操控的技术，具有高通量、低消耗、便携性、易用性等独特优势，在细胞分析、分选、操控以及液体混合、浓度梯度产生等方面具有广泛应用[3-4]。此外，声[5-6]、光[7-8]、电[9]、热[10]等外部激励物理场的便捷集成优势，进一步扩展了微流控技术的应用领域和潜力。其中，超声微流控器件[11-16]由于其结构简单、易于并行扩展、生物兼容性好、即时诊断（point of care testing，POCT）集成潜力大等优势，受到越来越多的关注。
超声微流控技术通过将压电换能器的机械驱动转换为微流道结构固/液界面或气/液界面的周期性振荡，实现周围流体扰动。通过调整界面位置、角度及外部激励条件（频率、幅值等），实现流场特定扰动模式，并广泛应用于流体控制[5, 11, 17]（混合、泵送、切换）、微粒操控[18-23]（细胞捕获、分选、裂解等）和质量传递[24-26]（药物递送、微观振动）等领域。按照界面材料类型划分，目前常用的超声微流控器件主要包括柔性尖端结构[17, 19, 21-26]［通常为聚二甲基硅氧烷（polydimethylsiloxane，PDMS）尖端］和气泡结构[2, 6, 8, 10]。
相比于柔性尖端结构，气泡具有更高的压缩比，气/液界面可以产生更大的振幅，从而产生更强的流场扰动效果。Tovar等[5]利用侧向贴壁气泡结构实现微流道内液体的定向流动，最高通量约为8 μL/min；Ahmed等[18]利用贴壁气泡结构在低频率声场激励下引起的微弱流场扰动，实现了聚苯乙烯微球、Hela细胞和秀丽隐杆线虫的精确旋转；Xie等[20]利用多个马蹄形结构得到尺寸和位置确定的气泡，实现粒子轨迹的精确控制；基于以上结构，Gao等[11]利用不同尺寸气泡的粒子驱动模式差异，通过调节激励频率，实现细胞或粒子的双向运输。然而，由于受超声振子驱动产生的热传导影响，贴壁气泡往往快速生长、膨胀，引起粒子驱动模式变化，甚至产生挤占有效流道空间、发生破裂等现象，无法长时间稳定工作。
相比于气泡结构，柔性尖端结构的流场扰动效果仅依赖于尖端结构的尺寸特性及外部激励条件，可以长时间稳定工作。Huang等[17]研究了尖端角度、驱动电压、驱动频率、流体流量对尖端结构扰动流体效果的影响。Ozcelik等[19, 24-25]利用PDMS尖端结构振荡产生的双涡旋流场，对Hela细胞进行捕获及平面旋转，最高旋转速率超过14 000 r/min；随后，以梯形模式排列尖端结构，实现了一种浓度梯形发生器，并用来控制HMVCE-d细胞内环境中的Ca2+ 水平。Huang等[21-22]利用尖端结构的声流扰动，实现了人类痰液和粪便在30 μL/min的高速均质化，同时保持细胞活性和完整性。Wang等[23]利用尖端结构引起声流产生的剪切力进行细胞裂解，贴壁的Hela细胞和非贴壁的Jurkat细胞裂解效率均超过90%。Tian等[26]利用尖端结构实现酶（β-葡萄糖苷酸酶）与底物（4-甲基伞形酮-β-D-葡萄糖苷酸，4-MUG）的均匀混合以实时控制催化反应。
上述研究成果充分表明了超声微流控技术在微尺度、高时/空分辨率操控领域的独特优势，以及在样本混合和实时、连续反应分析方面的巨大应用潜力。然而，常规柔性尖端结构受限于微结构的尺寸依赖性，无法实现大范围的有效扰动；气泡结构热稳定性较差，无法长时间稳定工作。
针对以上问题，本文提出一种结合柔性尖端结构和气泡结构的增强型超声微流控结构，实现流场扰动效果增强以及气泡寿命的延长。在柔性尖端耦合气泡结构，可以有效实现振荡结构的扰动级联放大，同时减少PDMS与气泡的固/气界面热量传导，从而实现气泡寿命的延长。本研究设计并制备了柔性尖端、气泡以及耦合结构三种超声微流控芯片，并以2.8 μm聚苯乙烯微球为示踪粒子，对粒子扰动范围、运动轨迹、速度以及气泡持续时间进行了实验验证。最后，以人血红细胞（red blood cells，RBCs）为检测样本，对耦合结构超声微流控器件的生物样本适用性进行验证。
1 基于超声微流控的流场扰动原理
在边界驱动且无滑动边界条件的声流场中，流体的切向速度假定为0。深度为h的微流体通道中，液体速度大小可迅速达到自由场值v：
|
其中，ω为声波的角频率。流体速度从0到v的陡峭速度梯度变化导致声波动量发生显著变化，随之产生显著变化的雷诺应力，导致Rayleigh强涡旋流[27]的产生。由动量定理可知，流体稳定流动速度的大小vs与结构振荡表面速度vh的平方成正比：
|
其中，结构振荡表面速度vh ~ dω（d为结构振荡位移幅度）。由此可得，
|
由上式可知，结构振荡位移幅度与流体流速呈平方关系。
气体具有可压缩性，允许气泡边缘以初始半径大小的5%膨胀和收缩[28]，从而引起高振幅的体积脉动。这种较大体积变化的脉动使气泡能够作为声波的二次发射器，增强局部声场，有利于在脉动气泡附近产生多级强烈微流；尖端结构振荡产生雷诺应力引起的涡旋流效果比非尖端结构强100倍[29]。将尖端结构视为悬臂，尖端处抗弯刚度最低[30]，在每次振荡周期中位移变化最大，有利于在振动尖端附近产生更强的微流。
相对于声流场环境中柔性尖端/气泡的振荡效果，将气泡体积周期性膨胀-收缩引起的声场增强效果与尖端悬臂振荡机制耦合，理论上会产生更大的振荡位移幅度，引起相互增强和放大的声流场扰动效应，进而影响流体流速。
2 结构设计及仿真
基于COMSOL 6.1多物理场有限元分析平台，对超声激励下尖端结构、气泡结构以及尖端耦合气泡结构进行流场仿真分析。利用压力声学、热粘性声学、层流模块分析微结构对微流体腔内声场和流场的影响。结构模型由充满水的闭合微流体通道和PDMS结构组成，如图1所示。流道半径为300 μm，尖端角度为15°，气泡半径为30 μm。相关仿真参数如表1所示。
图1
结构仿真模型
Figure1.
Structural simulation model
表1
仿真参数
Table1.
Simulation parameters
三种结构的速度场稳态仿真结果如图2所示。由流场速度分布特性可知，微结构的振荡诱导了强烈的微流动，两个对称的涡旋流以相反的方向旋转。对比尖端、气泡、尖端耦合气泡结构速度场稳态仿真结果，耦合气泡体积脉动和尖端悬臂振荡机制会产生相互增强和放大的声学扰动效应，从而引起了更高流动速度的涡旋微流。
图2
流场仿真结果
Figure2.
Simulation results of flow field
3 实验与结果分析
3.1 系统搭建及样品制备
基于以上理论和仿真分析，对超声微流控芯片进行制备并搭建了相应实验系统，如图3所示。超声微流控芯片（见图3a）包括压电换能器、PDMS微流道和玻璃基底三部分，其中微流道深度为40 μm。利用倒置显微镜（Nikon Ti2，Nikon，日本）进行显微成像，并利用高速相机（PhantomVEO，Phantom，美国）对流场内粒子运动图像进行采集，拍摄帧率为800 fps（图3b）。压电换能器的驱动电压为5 V，频率为108 kHz。
图3
超声微流控芯片及检测系统
a. 超声微流控芯片；b. 检测系统
Figure3. Ultrasonic microfluidic chip and detection systema. ultrasonic microfluidic chip; b. detection system
超声微流控结构的验证实验包括流场扰动、气泡生长及RBCs适用性三部分，分别验证器件的流场扰动增强效果、稳定性和生物样本适用性。实验所用的RBCs（浓度5%）购于盖宁生物，Tween-20溶液、磷酸盐缓冲液（PBS，1×）及2.8 μm聚苯乙烯微球（PS
3.2 流场扰动实验结果分析
以2.8 μm聚苯乙烯微球为检测样本，分别对基于尖端、气泡、尖端耦合气泡三种流道结构的流场扰动效果进行实验分析。采集微球运动图像并用MATLAB解帧处理，分析微球运动路径、分布范围及运动速度（角速度和线速度）结果，对比三种结构的扰动效果，对耦合结构的增强扰动性能进行验证。
聚苯乙烯微球超声扰动实验结果如图4所示。其中，图4a-c分别为微球在尖端、气泡、耦合结构超声微流控器件中的运动图像。分别选取位于流场内部、中部和外部的三个微球，记录单微球单周涡旋运动（以尖端/气泡位置为运动起点）中相同时间间隔的瞬时位置（标记为①、②、③……），得到相应尖端、气泡、耦合结构超声微流控器件中单微球的运动轨迹及分布范围，如图4d-f所示。
图4
微球超声扰动实验结果
a. 尖端结构扰动微球团；b. 气泡结构扰动微球团；c. 耦合结构扰动微球团；d. 尖端结构微球运动轨迹；e. 气泡结构微球运动轨迹；f. 耦合结构微球运动轨迹
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
对比图4a-c中扰动图像可知，相对于尖端结构和气泡结构，耦合结构在超声振荡作用下扰动聚集的微球团最大，聚集程度最密集。其中如图4b-c所示，气泡结构中气泡的等效半径为43.73 μm，耦合结构中气泡的等效半径为45.55 μm。对比图4d-f中运动轨迹可知，尖端结构、气泡结构和耦合结构的流场扰动范围分别为3 066、7 085、16 542 μm2。其中耦合结构对微球的扰动范围最大，相比于尖端结构和气泡结构的作用范围分别提高了439.53%和133.48%。
根据微球的分布特性，对应图4d-f尖端、气泡、耦合结构超声微流控器件扰动流场内部、中部和外部的微球运动瞬时位置（标记为①、②、③……），得到微球涡旋运动的角速度与线速度，如图5所示。由图5可知，微球在气泡结构、耦合结构的流道中做涡旋运动的角速度与线速度整体高于尖端结构，尖端结构作用下的微球运动速度最慢。在超声扰动过程中，微球的瞬时位置距离尖端/气泡越近，运动速度越快。
图5
微球涡旋运动角速度与线速度分析结果
Figure5.
The angular velocity and linear velocity of the vortex motion of the microsphere
3.3 气泡持续时间实验
通过快速推入PBS产生PDMS贴壁气泡和悬空气泡，对比传统贴壁气泡结构和耦合结构的气泡生长过程，分析气泡生长速率及存活时间，对耦合结构超声微流控器件的稳定性进行验证分析。
贴壁气泡完整的微流道显微成像图片如图6a所示。气泡在180 s内随时间生长结果如图6b所示。贴壁气泡和耦合结构气泡在0、60、120、180 s时的面积及生长速率如图6c所示。相比于贴壁气泡快速增长的生长速率（4.7%，7.2%，14.4%），耦合气泡的生长速率（2.7%，2.8%，3.3%）平稳维持在较低水平，耦合气泡的总存活时长远远大于贴壁气泡，实际可持续超过10 min。
图6
气泡稳定性分析结果
a. 贴壁气泡微流道显微成像图；b. 气泡随时间生长状态显微成像图；c. 气泡面积与气泡生长速率
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 红细胞实验与结果分析
由于聚苯乙烯微球与细胞尺寸、密度等特征参量之间存在差异，在上述聚苯乙烯微球扰动效果实验验证的基础上，以RBCs为检测样本对耦合结构超声微流控器件的生物样本适用性进行验证，实验结果如图7所示。由细胞团分布（图7a）、单细胞运动轨迹（图7b）、角速度（图7c）与线速度（图7d）可知，RBCs在超声扰动作用下运动模式与聚苯乙烯微球实验结果规律一致。
图7
人血红细胞实验结果
a. 耦合结构扰动红细胞团；b. 红细胞运动轨迹；c. 角速度；d. 线速度
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 结论
本文提出一种尖端耦合气泡微流道结构超声微流控器件。利用COMSOL 6.1平台对尖端、气泡、尖端耦合气泡结构超声微流控器件流场进行仿真分析，得到声流场稳态速度分布特性。利用尖端、气泡、尖端耦合气泡结构超声微流控器件对聚苯乙烯微球、人血RBCs进行超声扰动实验，得到粒子运动轨迹和速度曲线以及气泡生长速率曲线。实验结果表明，相比于传统基于尖端和气泡微流道结构的超声微流控器件，尖端耦合气泡结构具有强扰动性、高稳定型、良好的生物适用性。本文方法可以为下一步不同结构的声操控平台的设计和优化提供理论借鉴。
重要声明
利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。
作者贡献声明：刘跃、梁圣法负责实验设计；刘跃、周玉莹负责结构仿真及分析；刘跃负责实验数据收集与分析；刘跃、张文昌负责论文撰写；陈少华负责论文修改。
