楊利軍+朱麗+陸寶春+章維一

摘 要 基于微流體脈沖驅(qū)動控制技術(shù)搭建了電化學微流控芯片的制備系統(tǒng)。首先將納米銀墨水和甘油溶液分別微噴射到玻璃基底表面形成微電極圖形和微流道液體陽模圖形；然后分別進行燒結(jié)和聚二甲基硅氧烷（PDMS）模塑工藝制得微電極和微流道；最后將微電極和微流道鍵合形成電化學微流控芯片。研究了系統(tǒng)參量對液滴產(chǎn)生的影響以及液滴直徑和重疊率對液滴成線的影響，制得的微電極最小線寬為45 μm、厚度為2.2 μm、電阻率為5.2 μΩ·cm，制得的微流道最小線寬為35 μm，流道表面光滑。采用制得的電化學微流控芯片進行了葡萄糖濃度的電化學流動檢測。結(jié)果表明，葡萄糖溶液的濃度與響應電流具有較高的線性關(guān)系，可對一定濃度范圍內(nèi)的葡萄糖溶液進行定量檢測?；谖⒘黧w脈沖驅(qū)動控制技術(shù)的電化學微流控芯片制備方法具有微噴射精度高、重復性好，制備系統(tǒng)結(jié)構(gòu)簡單、成本低廉等優(yōu)點，可用于生化分析、生物傳感器等領(lǐng)域的芯片制備。

關(guān)鍵詞 電化學微流控芯片； 微電極； 微流道

1 引 言

近年來，隨著微加工技術(shù)的發(fā)展，微流控芯片的集成化和微型化正成為越來越重要的研究方向[1～3]。電化學微流控芯片將微電極集成到芯片材料上，并將溶液中的待測組分轉(zhuǎn)化為電信號，具有微型化、集成化、靈敏度高和消耗低等優(yōu)點，在基礎(chǔ)研究、疾病診斷、環(huán)境監(jiān)測等領(lǐng)域有著廣闊的應用前景[4～7]。

目前，電化學微流控芯片的制備方法主要是首先分別制備微電極芯片和微流道芯片，然后將兩者通過鍵合工藝鍵合成電化學微流控芯片。其中，微電極芯片的制備方法主要有光刻腐蝕法、化學沉積法、印刷法等[8～11]。光刻腐蝕法在金屬薄膜表面涂覆一層光刻膠，經(jīng)光刻工藝去除微電極以外的光刻膠，并利用腐蝕工藝去除微電極以外的多余金屬。然而光刻和腐蝕工藝成本較高、腐蝕一致性較差、邊緣不夠均勻。最早用于微流控芯片微流道加工的材料主要是各種玻璃和石英材料，近年來，PDMS等聚合物材料因其具有成本低、化學性質(zhì)穩(wěn)定等優(yōu)點正逐漸成為制作微流道的主要材料?；赑DMS材料制備微流道的方法主要有精密機械加工法、掩模光刻法、激光直接成型法、脫蠟法等[12～15]。Koesdjojo等[15]采用精密機械加工法制作鋁板凹槽，將高聚物材料澆鑄于凹槽表面，將凹槽圖樣轉(zhuǎn)化為凸起的陽模，再通過澆鑄PDMS轉(zhuǎn)印制得微流道。但這種方法需要精密加工設備，如機床刀具等。

微噴打印技術(shù)作為一種非接觸的增材式制造技術(shù)，不僅可以實現(xiàn)微量流體的精確控制而提高制備精度，還能夠減少工藝步驟和節(jié)約材料。Lee等[16]在PET薄膜表面打印制備了一層銀薄膜，并利用脈沖激光器對燒結(jié)的區(qū)域進行照射，制得了線寬為20 μm的微電極。Kim等[17]采用壓電式噴墨打印機在PDMS基底表面制備了尺寸為40～90 μm的微電極，并對微電極的制備性能進行了研究。Wu等[18]對PDMS表面進行改性以提高銀的粘接性能，然后在PDMS材料表面采用噴墨打印法制備了微電極。Lu等[19]在硝酸纖維素膜（NC膜）上打印制作了石蠟圖案，然后加熱使石蠟滲入膜內(nèi)形成親疏水相間區(qū)域，通過提拉法制得了液體陽模，經(jīng)倒模工藝制得PDMS微流道。上述制備微電極和微流道的方法結(jié)合了微噴打印、光刻、腐蝕和模塑等技術(shù)，制備過程較復雜，成本較高。制備過程中使用的商用打印機和激光器價格高昂，并且打印機的微噴嘴不易拆卸與維修，一旦噴嘴被堵，會造成較大的損失。

本研究基于微流體脈沖驅(qū)動控制技術(shù)[20]，通過一種無內(nèi)嵌微可動件、結(jié)構(gòu)簡單、以脈沖慣性力為主動力的微噴射系統(tǒng)，將納米銀墨水和甘油溶液分別微噴射到基底表面，形成微電極圖形和液體陽模圖形，分別經(jīng)燒結(jié)和模塑、鍵合等工藝，制得電化學微流控芯片。本研究考察系統(tǒng)參量和制備參數(shù)對液滴成線的影響，制備了微電極和微流道，并利用制得的芯片對不同濃度的葡萄糖溶液進行了流動檢測。

2 實驗部分

2.1 實驗材料與試劑

納米銀導電墨水（JET600C，昆山海斯電子有限公司，粘度30 cp）；甘油溶液（70%， V/V， 粘度20 cp）、葡萄糖、殼聚糖、戊二醛、磷酸鹽緩沖液（上海凌峰化學試劑有限公司）；NaOH、HCl、乙烯基三乙氧基硅烷、甲醇（國藥集團化學試劑有限公司）； 葡萄糖氧化酶（上海金穗生物科技有限公司）。硼硅酸鹽玻璃毛細管（600 μm × 100 mm）、石英毛細管（250 μm×50 mm，北京正天易科貿(mào)有限公司）。

2.2 實驗方法

圖1A為微流體脈沖驅(qū)動控制技術(shù)制備電化學微流控芯片的實驗系統(tǒng)示意圖，系統(tǒng)主要由壓電驅(qū)動控制系統(tǒng)和三維運動工作臺構(gòu)成，其中，壓電致動器和微噴嘴通過微噴嘴連接件和儲液池連接在一起，儲液池的容積遠大于單個微噴嘴的容積，與單個微噴嘴構(gòu)成的噴射結(jié)構(gòu)相比，具有較高的穩(wěn)定性，可以極大地提高系統(tǒng)的穩(wěn)定噴射頻率和制備效率，最大可提高到60 Hz[21]。微噴嘴由硼硅酸鹽玻璃毛細管首先經(jīng)拉針儀拉制，再由鍛針儀截斷并鍛制至所需的出口內(nèi)徑。圖1B為噴嘴內(nèi)液滴產(chǎn)生的原理圖，當施加圖1A所示的驅(qū)動波形時，壓電致動器周期性地伸長與收縮，并且變化量與電壓幅值成正比。當壓電致動器伸長時，玻璃固壁和噴嘴內(nèi)的邊界層流向前運動，微噴嘴內(nèi)的液體在液體粘性力的作用下獲得向前運動的速度v。當驅(qū)動電壓迅速降至零時，壓電致動器收縮，噴嘴內(nèi)的液體獲得脈沖慣性力F1，脈沖慣性力F1的大小隨驅(qū)動電壓的增大而增大，當脈沖慣性力F1>液體粘性力F2時，微噴嘴內(nèi)的液滴沿著運動方向噴射出來。

電化學微流控芯片的制備過程如圖2所示。將玻璃基底放入超聲清洗儀中清洗10 min并烘干。將玻璃基底放在制備系統(tǒng)的工作臺面，調(diào)節(jié)制備系統(tǒng)的制備參數(shù)，使納米銀墨水均勻穩(wěn)定地噴射到基底表面， 形成相應的電極圖形。將載有電極圖形的基底進行燒結(jié)，制得具有較高導電性能的微電極，如圖2A和圖2B所示。將玻璃基底放在制備系統(tǒng)的工作臺面，調(diào)節(jié)制備系統(tǒng)的制備參數(shù)，使甘油溶液均勻穩(wěn)定地噴射到基底表面， 形成相應的液體陽模，放入80℃的恒溫干燥箱內(nèi)1 min， 將甘油溶液陽模中的水蒸干，形成甘油液體陽模[22]， 將PDMS彈性體和固化劑以5∶1的比例均勻混合并抽真空，然后將PDMS液體通過注射泵以50 μL/s的速度緩慢均勻地沉積到用鋁環(huán)包圍的液體陽模表面，置于恒溫干燥箱內(nèi)， 60℃固化處理12 h，將固化后的PDMS負模從玻璃表面剝離，并切割打孔，如圖2C～圖2E所示。將載有微電極的玻璃基底和PDMS負模分別用無水乙醇和去離子水清洗，用氮氣吹干，置于汞燈下進行表面改性，與微電極基底迅速對準貼合， 70℃保溫30 min，完成鍵合，即可制得電化學微流控芯片（圖2F）。

3 結(jié)果與討論

影響電微流控芯片制備的主要因素有：微流體脈沖驅(qū)動控制系統(tǒng)的系統(tǒng)參量（微噴嘴內(nèi)徑d、驅(qū)動電壓幅值U）、 液滴重疊率k、 微電極燒結(jié)條件等，其中系統(tǒng)參量和液滴重疊率對電化學微流控芯片的成型有顯著影響，為提高制備效率，選擇驅(qū)動電壓頻率為50 Hz。

3.1 系統(tǒng)參量對液滴直徑的影響

實驗條件：微噴射介質(zhì)為納米銀墨水和甘油溶液， U的范圍為20～80 V， d的范圍為20～100 μm。

分別在載玻片基底表面制備7×7的納米銀墨水液滴陣列和甘油溶液液滴陣列，如圖3所示，其中，驅(qū)動電壓幅值為50 V，微噴嘴內(nèi)徑為60 μm，液滴的中心距為180 μm。分別對圖中49個液滴樣點的直徑進行測量，結(jié)果表明，納米銀墨水液滴的平均直徑為120.4 μm，標準差為3.6 μm；甘油液滴的平均直徑為101.4 μm，標準差為1.5 μm。采用相對標準偏差（RSD）表征液滴直徑的一致性，計算公式為：RSD=（SD/MN）×100%，其中，SD為液滴直徑的標準差，MN為液滴直徑的平均值。采用上式計算液滴直徑的相對標準偏差分別為3.0%和1.5%。由相對標準偏差結(jié)果可知，制得的液滴陣列具有較高的一致性，系統(tǒng)具有較好的噴射穩(wěn)定性。

U和d對液滴直徑的影響如圖4所示，納米銀墨水的最小噴射電壓為30 V，甘油溶液的最小噴射電壓為20 V，這主要是由于納米銀墨水的粘度值高于甘油溶液，因而需要的驅(qū)動力較小。制備的納米銀微液滴的最小直徑為40 μm，甘油溶液微液滴的最小直徑為30 μm。液滴的直徑可由U和d控制，當U增大時，微噴嘴內(nèi)液體獲得的脈沖慣性力增大，微噴射產(chǎn)生的液體量增多，在基底表面形成的液滴的直徑增大；當d增大時，微噴射產(chǎn)生的液滴量也增多，使得基底表面形成的液滴的直徑也增大。

3.2 制備參數(shù)對液滴成線的影響

如圖5A所示，相鄰的微液滴以一定的重疊率連接成微液線，其中，D為微液滴的直徑，l為相鄰液滴間重疊部分的寬度，p為相鄰液滴的間距。重疊率k=l/D=1-p/D。此外，微液滴的鋪展性能對液滴的成線有重要影響，實驗采用測量液滴接觸角的方法表征液滴的鋪展性能。如圖5B和5C所示，納米銀微液滴在基底表面的接觸角為15°，甘油溶液液滴的接觸角為25°，因此，納米銀微液滴比甘油溶液液滴具有更好的鋪展性能。

實驗條件：微噴射介質(zhì)為納米銀墨水和甘油溶液， k的范圍為0～85%， D的范圍為40～250 μm。

圖5D為納米銀液滴在基底表面的成線影響圖，其中D=50 μm。當k=0時，液滴互相分離，無法形成液線。當k=0.1時，液滴互相連接成液線，但邊緣呈鋸齒狀。繼續(xù)提高重疊率時，液線的鋸齒狀邊緣逐漸消失，并趨于直線。當k=0.5時，可以形成形貌較好的液線。繼續(xù)提高重疊率后，液線依然可以維持較好的形貌，由于液滴量的增多和表面張力的影響，液線的寬度同時隨著重疊率的增大而增大。重疊率對甘油溶液液滴在基底表面成線的影響如圖5E所示，當k=0.5時，可以較好地形成甘油溶液液線，繼續(xù)提高重疊率可以增大液線的寬度。但是當k=0.7時，液線邊緣凸起，這主要是由于甘油溶液液滴的接觸角較大，鋪展擴散的能力弱于納米銀微液滴，導致甘油液線單位距離內(nèi)的液滴數(shù)較多，出現(xiàn)局部凸起現(xiàn)象。此外，當k=0.5時，納米銀液線的寬度大于甘油溶液液線的寬度，這主要是因為納米銀液線接觸角較小，擴散性能較好，形成的液線寬度較大。

通過改變液滴的重疊率和直徑，可以制得不同寬度的納米銀液線和甘油溶液液線，如圖6A和圖6B所示。其中，納米銀液線的寬度變化范圍為60～130 μm，甘油溶液液線的寬度變化范圍為40～120 μm。k和D對液線寬度的影響分別如圖6C和圖6D所示，納米銀液線的最小線寬為45 μm，甘油溶液液線的最小寬度為35 μm。液線的寬度由k和D控制，當k和D增大時，液線的寬度也增大。

3.3 微電極的制備與性能表征

將制備有納米銀液線圖形的玻璃基底置于恒溫干燥箱內(nèi)以140℃進行燒結(jié)，持續(xù)30 min，即可制得具有較高導電性能的微電極圖形。納米銀液線燒結(jié)前后的局部顯微照片如圖7A和7B所示，其中，微液線的制備參數(shù)為k=0.5， D=100 μm，微液線的線寬為135 μm。由圖7可知，微液線經(jīng)燒結(jié)后，線寬及邊緣形貌均保持了較高的一致性。圖7C和7D所示為微電極層厚和表面形貌的的SEM局部圖，由圖可見，制得的微電極的層厚約為2.2 μm，且層厚分布均勻；微電極的導電顆粒在燒結(jié)固化的過程中互相充分連接并長大， 密集分布于整個微電極區(qū)域內(nèi)。微電極的導電性能是微電極的重要性能參數(shù)，實驗采用精密直流電阻測試儀和四線法測量微電極的電阻率[23]，測試結(jié)果表明，制得的微電極的電阻為5.2 μΩ·cm，約為金屬銀3倍，具有較高的導電性能。

3.4 微流道的制備與性能表征

實驗采用白光干涉表面輪廓儀測定了微流道的三維輪廓形貌和表面粗糙度， 如圖8所示，液體陽模經(jīng)模塑工藝復制后得到的微流道保持了較好的形貌，微流道的邊緣較直，流道的深度沿縱截面方向分布均勻，沿橫截面方向先變深再變淺且基本對稱。圖8B和8C分別為微流道的橫截面曲線圖和微流道橫截面的顯微照片，微流道的寬度為169.7 μm，深度為16.3 μm，這表明制得的微流道深寬比為0.096。 圖8D所示為微流道底部100 μm×325 μm范圍內(nèi)的表面粗糙度，測得微流道表面粗糙度的算術(shù)平均偏差Ra為125.1 nm，這表明實驗制得的微流道表面粗糙度很小，表面光滑度較高， 有利于提高電化學檢測的檢測精度。

3.5 電化學微流控芯片的集成制備與測試

依據(jù)上述方法分別制備微電極和微流道，然后將制備有微電極的玻璃基底和含有微流道的PDMS負模采用可逆封裝工藝進行鍵合，制得電化學微流控芯片。為增大芯片檢測池中液體與電極的接觸面積從而提高電化學反應效率和靈敏度，微電極采用并行排列并沿微流道分布的結(jié)構(gòu)，制得的兩排電極分別作為工作電極和對電極，對電極兼作參比電極，建立兩電極電化學檢測系統(tǒng)。本實驗利用制得的兩電極電化學檢測系統(tǒng)，對葡萄糖溶液進行流動檢測。將葡萄糖溶液流經(jīng)固定有葡萄糖氧化酶的酶反應器，產(chǎn)生的過氧化氫在芯片的電極電壓下發(fā)生電化學氧化反應，產(chǎn)生響應電流，從而測定出葡萄糖溶液的濃度。圖9所示為電化學微流控芯片實驗系統(tǒng)，主要包括電化學微流控芯片、電化學工作站、注射泵和待測溶液等，其中微流道的寬度為400 μm，微電極的寬度為70 μm。

首先依次用乙醇和去離子水沖洗石英毛細管內(nèi)壁，去除通道內(nèi)的有機物和雜質(zhì)；然后將1 mol/L的NaOH溶液通入毛細管并靜置12 h；接著依次用1 mol/L HCl溶液和去離子水沖洗毛細管內(nèi)壁，隨后將10%的乙烯基三乙氧基硅烷的甲醇溶液通入毛細管后， 將柱端封死，置于90℃加熱2 h，進行硅烷化處理。將0.5%戊二醛溶液緩緩注入毛細管，持續(xù)2 h，然后通入蒸餾水沖洗干凈。注入5 mg/mL 葡萄糖氧化酶和0.5%殼聚糖混合物，室溫下孵育12 h，使酶固定在殼聚糖分子上。以磷酸鹽緩沖液沖洗毛細管，即可制得固定有葡萄糖氧化酶的酶反應器[24]。

在注射泵上固定裝有葡萄糖溶液的注射器，通過內(nèi)徑為300 μm的細塑料管將將固定有葡萄糖氧化酶的石英毛細管和注射器連接，接著再通過細塑料管將石英毛細管和微流道芯片微流道的入口連接，構(gòu)成電化學檢測裝置。分別對pH=7.0的磷酸鹽緩沖液和0.05 mol/L H2O2溶液進行循環(huán)伏安掃描，如圖10A所示，磷酸鹽緩沖液沒有氧化峰，而H2O2出現(xiàn)了氧化峰，并且當工作點位為0.65 V時，氧化電流值最大。將酶反應器與微流控芯片連接，選擇0.65 V工作電位，分別通入不同流速的葡萄糖溶液，響應電流與流速的關(guān)系如圖10B所示，當流速在1～4 μL/min范圍時，由于較大流速加強流體介質(zhì)的傳遞，使反應效率更高，響應電流隨濃度增大而增大，當流速大于4 μL/min時，由于過大的流速使得反應接觸時間變短，反應不充分，響應電流隨流速增大而下降。因此，實驗選擇4 μL/min為最佳流速。分別通入不同濃度的葡萄糖溶液，氧化電流的電流值（I）與葡萄樣溶液的濃度（c）關(guān)系如圖10C所示，當葡萄糖溶液的濃度在0.2～8.0 mmol/L的范圍內(nèi)時，萄糖溶液的濃度與響應電流具有較高的線性關(guān)系，線性方程為I=0.272c+0.721， r=0.997，檢出限為0.15 mmol/L。結(jié)果表明，本實驗中設計和制備的電化學微流控芯片兩電極電化學檢測系統(tǒng)可以對一定濃度范圍內(nèi)的葡萄糖溶液進行定量檢測。

采用相同的制備方法制備10個電化學微流控芯片，分別構(gòu)建檢測系統(tǒng)，對5 mmol/L葡萄糖溶液進行檢測。如圖11所示，不同的電化學微流控芯片對于相同濃度葡萄糖溶液的檢測結(jié)果沒有明顯差異， 表明采用相同的制備參數(shù)制得的不同批次的電化學微流控芯片具有較高的一致性。選擇其中一個電化學微流控芯片，分別對0.5、1.0、1.5、3.0和6.0 mmol/L的葡萄溶液各進行10次測試，結(jié)果如表1所示?？梢姴煌瑵舛绕咸烟侨芤旱?0次測試結(jié)果，其響應電流的相對標準偏差較小，表明本方法制得的芯片具有較高的檢測重復性。

4 結(jié) 論

研制了基于微流體脈沖驅(qū)動控制技術(shù)的電化學微流控芯片制備系統(tǒng)，考察了微噴嘴出口內(nèi)徑和電壓幅值對液滴產(chǎn)生的影響，分析了液滴直徑和重疊率對微電極和微流道液體陽模成線的影響，對制得的微電極和微流道進行了導電性能和表面形貌的檢測。使用制備系統(tǒng)制得了電極寬度為70 μm、流道寬度為400 μm的電化學微流控芯片，進行了葡萄糖濃度的電化學流動檢測，葡萄糖的濃度與響應電流具有良好的線性關(guān)系，可以對一定濃度范圍內(nèi)的葡萄糖溶液進行定量檢測。本方法微噴射精度高、重復性好，制備系統(tǒng)結(jié)構(gòu)簡單、成本低廉，可用于不同噴射介質(zhì)的微噴射成型，通過調(diào)整控制參數(shù)和進行基底的表面處理，可在不同的基底表面制備微電極等印制電子元件以及用于PDMS微流道倒模工藝的各種陽模，本方法有望用于生物芯片、生物傳感器的制備以及微電化學分析等領(lǐng)域。

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Abstract The fabrication system for the electrochemical microfluidic device was set up based on the pulse driving and controlling of microfluids technology. The nano silver ink and glycerol solution were jetted on the glass substrates to form the microelectrode pattern and the liquid mold pattern for the microchannel. Then the microelectrode and microchannel were obtained through a sintering process and a molding process， respectively. The electrochemical mircrofluidic device was Finally prepared through a bonding process with the microelectrode and the microchannel. The influences of the system parameters on the formation of the droplet were studied， as well as the influences of the droplets diameter and the overlap on the formation of the liquid lines. The minimal width， the thickness and the resistance of the prepared microelectrode were 45 μm， 2.2 μm and 5.2 μΩ cm， respectively. The minimal width of the microelectrode was 35 μm and the surface was smooth. The electrochemical flow detection of glucose concentration was carried out with the device， and the results showed that the glucose concentration had a high linear correlation with the response current， which could be used in the quantitative detection of glucose concentration. The fabrication of the electrochemical microfluidic device based on the pulse driving and controlling of micro fluids technology has many advantages such as simple system structure， lower cost and higher accuracy of the micro droplet and can be used in the preparation of the devices in the biochemical analysis and biosensor areas.

Keywords Electrochemical microfluidic device； Microelectrode； Microchannel