善盈盈，李 琛，郭黎明
（1.浙江机电职业技术学院机械技术系，浙江 杭州 310052；
2.中国计量大学质量与安全工程学院，浙江 杭州 310018）
随着社会的不断发展进步，生物安全在人们的日常生活中越发受到重视，如何快速准确对致病生物源进行分析识别掌控，也成为解决生物安全问题首要难题。微流控技术在生物病毒检测中被广泛应用，微流控（Microfluidics）是指使用微管道（尺寸为数十到数百微米）处理或操纵微小流体的系统所涉及的技术，是一门新兴交叉学科［1］。由于微流控器件具有小型化、集成化的特点，常被称为微流控芯片，也被称为芯片实验室（Lab on a Chip）和微全分析系统（Micro-Total Analytical System）［2］。
微流控芯片技术是将样品制备、反应、分离、检测等基本操作集成到芯片上，自动完成分析检测的全过程［3］。利用微流控芯片进行生物病毒检测时，微流试剂携带病毒抗原在微米级的流道中运动，与固定在微流道壁面的特定抗体充分结合后发生反应，从而确定生物病毒的种类，如图1所示。由于微流道尺度微小，微流试剂流速较慢，为实现准确快速的生物病毒检测，须使抗原、抗体、微流试剂组成的多元复杂流场打破在流道内的层流状态，才能实现多元流场的充分混合。
图1 微流控芯片近壁区示意图Fig.1 Diagram of Microfluidics Near Wall Area
国内外众多学者对于微流控流道中溶液混合进行了大量研究。文献［4］利用在流道中设置一系列圆柱等障碍物的方法来影响微流体的流动。数值模拟的结果显示流体混合效果得到显著改善，同时除圆柱形障碍物，在流道内放置平板型障碍物亦可以对流体的混合起到一定的促进作用。文献［5］利用微电机对微流控平台中，聚电解质多层结构下的黏弹性微流体混合效果进行流场调控实验，实验结果表明流场紊流增强效果明显。文献［6］利用Coanda效应制作出了Coanda效应混合器，在该混合器中，回流流体和主流流体之间产生强烈的混沌对流现象，从而改善混合效果。
这里以微流控芯片中典型I型流道对研究对象，对微流道内流场形态进行有限元数值模拟，得到了I型流道的流态参数，以数值模拟结果中的微流场参数为依据，确定了抗原抗体的快速混合反应区，为电化学微流控芯片检测法中金箔电极的设置提供了理论依据。这里所研究的微流场内的流体运动状态，对增强微流控芯片中抗原抗体的混合效果、提高生物病毒快检技术的检测效率有着重要意义。
这里的微流控芯片采用电化学阻抗法进行生物病毒检测，因此需要在微流场内流体运动较剧烈的区域布设金箔电极，通过生物病毒抗原抗体结合反应所引起的金箔阻抗变化，进而对生物病毒浓度进行确定［7］。若要实现准确快速的生物病毒识别，则需要微流道内生物病毒抗原抗体的快速、充分结合，也就是需要对微流道内流体运动进行激励，使流体尽可能的充分混合［8］。因此，这里通过对微流控芯片内微流体运动形态进行数值模拟研究，得到微流道中流体运动最剧烈、最易于抗原抗体混合反应的区域，进而指导金箔电极的布设。
流场内的流体运动形态主要取决于流场的雷诺数（Reynolds Number，Re），雷诺数越大，流体运动越剧烈。Re＜2320时，流体处于层流状态；
Re＞4000时，流体处于湍流状态；
2320＜Re小于4000时，流体处于层流湍流的过度状态［9］。
雷诺数的计算为：
式中：υ—流体在流道的速度；
ν—流体的运动粘度；
ρ—流体密度；
μ—流体的动力粘度；
D—流道的等效水力直径。
当微流道中流体能够达到湍流状态时，流体中抗原抗体的结合较为充分。这里微流控芯片中微流道尺寸为100μm，流道内流体流速为10mL/min。微流道中流体为缓冲液与抗原的两相流混合流体，缓冲液以水（H2O）为主，同时由于抗原数量较少，尺寸较小，所以密度和粘度均参考水（H2O）的相关参数。将流速换算后，υ为0.0473m/s。此时，流体的雷诺数较小，远达不到湍流的要求。
因此，需要通过对微流道中流体运动形态参数的数值模拟，判断流道中各处微流场的流体特征，为微流控芯片中金箔电极的设计提供理论依据，从而实现生物病毒的快速、准确的识别。
这里采用Comsol Multiphysics有限元分析软件对I型微流道进行数值模拟仿真研究，并根据数值模拟结果确定金箔电极的最佳敷设区域，进而对微流控芯片进行设计加工。
3.1 边界条件的设定及网格划分
边界条件中，液相设定为水（H2O），此时不考虑特殊情况，设定水的密度为1000［kg/m3］，水的粘度为1e-3［Pa*s］，设管道直径d0为0.1mm。水的初速度为0.04［m/s］；
根据计算所得，初始雷诺数为120。入口设置为层流入口，入口速度选择法向流入速度，其值为0.04m/s，温度设定为常温273.15K。
图2 I型流道网格划分图Fig.2 Diagram of Type I Flow Channel Grids
3.2 微流场数值模拟实验结果
3.2.1 流体速度数值模拟研究
这里主要对微流道内的流体运动形态进行研究，而流体形态取决于流体的雷诺数，所以根据雷诺数的计算公式，着重考虑流道内流场速度的分布，因此对I型流道内的速度分布及雷诺数变化进行数值模拟研究。微流道内流体运动的速度分布图，如图3所示。其中，横截面下的速度云图，如图3（a）所示。纵截面的速度云图，如图3（b）所示。流体速度分布曲线，如图3（c）所示。由图可得，流体在流道中运动时，流道中心速度最大，能够达到0.085m/s，由于受到流道壁面摩擦作用，越靠近壁面流体运动速度越小，壁面速度仅为0.01m/s，难以实现流体湍流激励。
图3 微流道内流体流速分布Fig.3 Distribution of Fluid Velocity in Micro Flow Channel
3.2.2 流场雷诺数数值模拟研究
为了判断微流道中流体的运动形态变化，在流道中纵向选取7个观测点，对观测点的流场雷诺数进行计算，取点位置，如图4所示。
图4 微流道内观测点示意图Fig.4 Diagram of Observe Points in Micro Flow Channel
流体在7个观测点处的雷诺数随时间变化的曲线，如图5所示。由图可得，在数值模拟实验中，在迭代计算到0.1s时候，流体运动状态趋于稳定。其中，雷诺数最高的点出现在点3（距离入口处10mm处），雷诺数为85.2，最低点出现在点7（微流道出口处），雷诺数为83.6。除流道入口处以外，其余各点的雷诺数值随着流道的深入而依次降低。数值模拟实验结果与实际情况基本吻合。但是由于微流道管径较小，初速度较低，流体在流道内全过程的雷诺数整体较低，所以流体处于层流状态，还未达到湍流。
图5 微流道观测点雷诺数变化曲线Fig.5 Curve of Observe Points Reynolds Number in Micro Flow Channel
考虑到用于测量的金箔电极处于流道的下底面，若流体对壁面压力较大，则能够促使抗体向流道底部金箔电极上的抗原移动，增加抗原抗体的结合几率。因此，这里针对流体对流道壁面的压力分布进行数值模拟实验，探究更能够提高检测效率的微流道区域。
3.2.3 流场压力分布数值模拟研究
微流道内压力分布，如图6所示。由图可得，微流道内压力最大处为流体入口处，压力约为（1.4×103）Pa，并随着流体的运动压力逐渐衰减，流经入口后三分之一处时，压力约为（1.2×103）Pa，流经入口后三分之二处时，压力约为（0.6×103）Pa，在流道出口处压力最小，压力约为（0.2×103）Pa，符合压力实际衰减规律。
图6 微流道压力分布云图Fig.6 Distribution of Fluid Pressure in Micro Flow Channel
综上所述，对于微流控芯片设计而言，需综合考虑微流体的流态以及对壁面的压力。因此，在利用电化学法设计面向生物病毒检测的微流控芯片时，可将金箔电极布设在微流道入口后三分之一处，在此种设计情况下，能够充分保证微流体中的抗原与附着在底面金箔电极上的抗体的结合效率。
这里设计了含金箔电极的微流控阻抗检测芯片，在结构上分为三层，分别为基底层、通道层和盖片层，设计结构示意图，如图7所示。
图7 微流控芯片结构示意图Fig.7 Structure of Microfluidics Chip
所设计的微流控芯片基底层采用玻璃材质，通道层和盖片层采用聚二甲基硅氧烷（PDMS），并利用SU-8 阳膜制作出微流道［10］。根据这里数值模拟实验结果，在玻璃基底距离微流道入口三分之一处，通过磁控射频溅射法喷射厚度为100nm 的金箔，并采用湿法蚀刻技术雕刻出微叉指阵列电极的图案，同时利用磁控射频溅射法喷射厚度为10nm 的Cr 层，以提高金箔与玻璃的粘结度。
微流控芯片设计图与实物图，如图8所示。金箔电极的设计参数为：电极对数20对、电极高100nm、长0.6mm、宽15μm、电极间距15μm。微通道的设计参数为：长7mm、宽0.5mm、深100μm；
储液池和废液池的参数为：直径3mm，深100μm；
微反应室的体积为：（1.2×0.5×0.1）mm=60nL。在盖片层对应储液池和废液池的中心打孔，直径为0.5mm，连接导管用于试剂的输入和排出。
图8 微流控芯片设计图及实物图Fig.8 Diagram of Microfluidics Chip
面向生物病毒的微流控检测系统示意图，如图9所示。这里设计的微流控芯片将与Harvard注射泵、电化学工作站及计算机构成生物病毒检测系统。注射泵通过直径为0.5mm的钢针和软导管与微流控芯片的入口相连；
反应模块包括微流控芯片、金叉指电极，为生物病毒从捕捉到免疫反应所产生的阻抗变化提供平台；
检测模块包括电化学工作站和计算机，电化学工作站与微流控芯片的金箔电极连接，对金箔电极上产生的阻抗变化信号进行检测。
图9 面向生物病毒的微流控检测系统示意图Fig.9 Diagram of Microfluidic Detection System of Biological Virus
这里针对电化学方法进行生物病毒检测中，如何使抗原抗体在微流控芯片微流道内快速、充分混合并进行生物反应的问题，利用COMSOL有限元分析方法对微流道内流场进行数值模拟研究，数值模拟结果显示在微流道中，流体最大流速为0.085m/s，最大雷诺数为86.2，远达不到湍流状态；
因此进行流体对微流道壁面压力分布数值模拟，结果显示，流体在微流道入口至出口处，压力从（1.4×103）Pa衰减至（0.2×103）Pa。综合数值模拟实验结果，确定了电化学方法中金箔电极敷设的最佳区域为微流道入口后三分之一处。基于数值模拟试验结果对微流控芯片进行制作，并设计了面向生物病毒的微流控检测系统，为提高生物检测技术效率提供了技术支持。