基于微生物代謝成分的電化學多參數檢測平臺微泵設計*

徐 瑩,胡正添,郭 淼

(杭州電子科技大學生儀學院生物醫學工程研究所,杭州 310018)

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基于微生物代謝成分的電化學多參數檢測平臺微泵設計*

徐 瑩,胡正添,郭 淼*

(杭州電子科技大學生儀學院生物醫學工程研究所,杭州 310018)

本文提出一種基于抗生素作用下的微生物膜阻抗及代謝液微量殘留物分析的電化學并行檢測平臺,從量化角度實時反映抗生素對微生物的膜貼附變化及代謝成分的影響。根據現有抗生素電化學檢測單元的檢測精度,待測生理溶液的進樣體積需控制在20 μL/min～100 μL/min,因此本文針對平臺中的關鍵部分——微泵單元采用有限元設計方法進行了靜力場、動力場和流體場的綜合分析,確保微泵工作流量的精確性和可控性。分析結果得到設計的微泵在施加20 Hz,±40 V驅動電壓時的流量為52.864 μL/min,并得出流量與電壓及頻率的關系式來控制流量的變化;在該基礎上對微泵被動閥做了力學特性分析與優化設計,分析得出閥臂固支端優化尺寸為0.4 mm×0.5 mm;最后以商用PSS20型微泵為仿真對象做了相關驗證性實驗,得到仿真流量的誤差率為6.7%,驗證了本方法的可行性和準確性,為后期微泵的制作、改進以及多參數檢測平臺的搭建提供了良好的設計參考。

生物電阻抗檢測平臺;電化學檢測平臺;抗生素殘余檢測;微泵有限元設計

離體生物電阻抗測試技術已成為實時、動態研究細胞及微生物代謝活動和藥物研究的重要手段,如各種基于生物膜的電阻抗傳感器技術ECIS(Electric Cell-Substrate Impedance Sensing)[1-3]和基于農藥檢測、海產品毒素的電化學分析技術等[4]。但是目前國際上一般的細胞生理信號檢測儀通常側重對單一的細胞生理參數進行測試分析,而測試環境的復雜性(各種噪聲源、長期浸泡于培養液對電極的腐蝕等)又會對測試結果產生干擾,因此需要對多種相關的生理參數進行快速、高通量的并行檢測分析來提高檢測的精確性。基于上述思想,本文提出一種基于抗生素作用下微生物的膜阻抗及其代謝液微量殘留物分析的電化學并行檢測平臺,該平臺在檢測生物阻抗變化的同時對代謝廢液中的成分進行定量分析,共同說明抗生素等刺激物作用所引起的微生物膜阻抗、貼附率及代謝環境的實時定量變化。

圖1為多參數生理檢測平臺的總體設計框圖,主要由微泵、微生物膜阻抗傳感器部件、多通道代謝液檢測陣列、電化學工作站及處理器組成。培養液隨微泵A泵入至有微生物的ECIS芯片腔內,待微生物生長穩定后泵入定量濃度的分析藥物,在藥物作用于微生物的同時控制微泵B向多通道代謝液檢測陣列泵液,實時檢測電阻抗變化以及代謝液中殘留藥物的濃度。目前課題組對微生物膜阻抗的檢測已制作完成相關芯片及相應研究分析[5-6];而針對微生物代謝殘余液分析,也已完成對電化學微結構芯片的設計制作,通過電化學方法對溶液中抗生素殘余量進行定量檢測。

圖1 生理檢測平臺總體示意框圖

在檢測代謝液中殘留物的濃度的過程中,微泵將待測液泵入檢測腔,有效成分被電極陣列上的敏感膜吸附,引起對應抗生素濃度的峰電流變化。由于代謝液中的殘余抗生素檢測具有微量、持續、實時變化的特點[7],因此檢測系統的關鍵是完成實時持續自動微量進樣。目前國內外進行微量取樣一般采用注射泵,但是注射泵靈活性較差,只能單向定量注射,無法進行實時泵液,因此本平臺選擇可進行實時泵液的薄膜式壓電微泵來實現自動精確向各腔體泵液。薄膜式壓電泵由于其具備工藝性好、制作成本低、便于小型化且生化兼容性好等方面的特點,在生化、醫療領域中有著明顯的優勢。根據已設計的電化學微結構芯片的檢測精度及電極反應時間的需求(在測試周期內每分鐘移液一次至步距相等的電極陣列),實際檢測時自動泵入代謝液的流量需控制在20 μL/min～100 μL/min,但目前尚無合適的壓電泵來控制流量,傳統壓電泵精度低且體積大,而商用高精度壓電泵價格較高,且移植性差,限制了對系統的便攜化應用。因此本文在前期平臺基礎上,主要設計含壓電驅動部分的微泵單元來完成精確泵液,采用有限元分析方法對壓電微泵進行了靜力場、動力場和流體場的綜合分析,模擬了器件的復雜工作狀況,并對各個場進行耦合分析,從而可正確反映泵體內液體的運動過程,以獲得更精確的預測效果。

1 微泵及檢測單元結構設計

微泵是微流體系統中的核心部件,在輸送微量生理液時,壓電泵具有比較明顯的優勢,因為其結構相對簡單,耐腐蝕性好,生物材料兼容性高。雖然微泵的結構簡單,但其動力學特性和進出泵腔的流體運動則是非常復雜的。研究難點主要表現在以下幾個方面:首先是微量樣品與檢測精確度的矛盾,微電極陣列體積小、需要的樣品量少、反應速度快,這給檢測的精密度和準確度都帶來了難度;其次,器件的微型化很容易因參數設計不妥導致微泵特性達不到要求,由于制造完成之后無法對器件進行修改,只能用來驗證設計,因此在設計之前對器件的建模與仿真就顯得尤其重要,必須反復優化設計參數,使器件達到最佳性能,減少由參數設計不佳引起微泵特性差的設計失誤[8]。

實驗中我們設計的壓電微泵通過4層經過深刻蝕的硅片鍵合,采用壓電晶體PZT4驅動硅膜片的結構,z向極化的壓電晶體PZT4固定在硅膜上,兩個懸臂梁構成了兩常閉閥,如圖2所示。

圖2 壓電微泵結構圖

壓電微泵的工作原理是一個循環過程,當在PZT上加正電壓時,壓電晶體變形帶動硅膜片向上彎曲變形,出口閥門關閉,入口閥門打開,泵外流體進入泵室;當在PZT上加負電壓,壓電晶體變形帶動硅膜片向下彎曲變形,入口閥關閉,出口閥門打開,流體經出口閥門被排出泵室;當給微泵施加連續電壓信號如方波時,驅動膜片將有節律地往復運動,泵內壓力交替變化,流體則不斷從入口吸入、從出口排出,從而實現流體的輸送和自動進樣。由于壓電晶體上所加電壓的幅值和頻率直接影響微泵的每博輸出量和流量,因而在制備進樣前必須對微泵性能及輸出進行全面的特性分析。

圖3 壓電復合膜有限元網格劃分及形變位移圖

2 微泵結構參數的分析

2.1 微泵泵膜靜態和模態分析

壓電微泵是利用晶體的壓電特性驅動泵膜振動來工作的,因此泵膜的結構設計是壓電微泵設計的重點。泵膜通常是由壓電陶瓷和某種彈性體粘連所構成的,又稱壓電振子。本文選擇的泵膜上層材料為壓電陶瓷PZT4,下層材料為單晶硅,在PZT4薄膜的上下面各有一層金屬薄膜電極。壓電陶瓷片與基板利用ANSYS軟件建立有限元分析模型如圖3(a)所示。該模型為軸對稱圖形,為提高精度并減少計算時間,抽取30°圓心角扇形作為模型,由于三維模型能更好反映泵膜工作的實際情況,采用三維模型來描述壓電復合泵膜。該模型采用壓電耦合分析,并選用ANSYS/Multiphysics模塊。泵膜使用單晶硅和壓電陶瓷兩種材料,選擇單元類型時,壓電層的單元類型為SOLID95,是具有二十個節點的三維實體單元,此單元可容許不規則形狀且不會降低精確性,較適合于圓形壓電振子結構分析。單晶硅層的單元類型為SOLID5,為六面體實體單元。模型網格劃分時,采用自由網格劃分,單元形狀為四面體單元網格。將驅動電壓作為施加載荷,其邊界條件屬于周邊固支型。在靜力學分析中,選用SPARSE求解器或JCG求解器進行分析求解。

通過對壓電微泵泵膜靜力有限元分析,在后處理中可以得到泵膜的形變位移圖,如圖3(b)和圖3(c)所示,圖3(b)是抽取的30°部分泵膜形變圖,圖3(c)是經過對稱擴展后的三維泵膜整體形變位移圖。由圖3可以看出,在電壓驅動下,泵膜受到壓電層形變的影響,致使整個膜片發生變形,由于泵膜周邊固支,因此在泵膜中心處位移最大,整個膜片變形后呈拋物曲面。

壓電泵的結構參數選擇是另一研究重點。由于在電壓及材料屬性確定的情況下可得到容積變化量與壓電層及基板的半徑、厚度之間的關系。根據相關的參考文獻[9-10]可知,泵膜及基板厚度由于工藝條件的限制,通常取值在10 μm～300 μm之間,微泵的半徑根據不同流量要求通常在1 mm～10 mm之間,在誤差范圍內壓電層及基板的直徑比D1/D2為0.7～0.8時,泵膜變形量較大。綜合考慮流量的精度要求以及模型分析的復雜程度,設定泵膜、基板的厚度各為100 μm;泵膜半徑根據實驗要求流量,設定壓電層半徑為3 mm,單晶硅層半徑為4 mm。

基于上述結構參數條件,本文研究了在電壓頻率為20 Hz,施加-40 V～140 V方波電壓時壓電振子中心點的振幅及整體的電壓—位移變形曲線。

圖4(a)、圖4(b)為不同電壓下泵膜截面與中心點的位移情況。從泵膜截面位移曲線可以看出,當驅動電壓的幅值增大時,彎曲擾度越大,泵膜上各點的位移也隨著增大,即微泵泵腔體積變化量增大。從泵膜中心點的位移情況可以看出中心點位移與驅動電壓幅值呈正比關系,這種情況可以擴展到整個泵膜上。以上分析可知,當驅動電壓越高,驅動力越大,泵腔的體積變化越大,壓電性能越好,工作效率越高。

微泵的工作效率不僅和施加的電壓大小有關,而且還與微泵本身的結構——PZT/Si之比相關。為了研究效率最高的半徑比,我們研究了在120 V電壓下,R1/R2(其中R1是泵膜壓電層半徑,R2是泵膜單晶硅層半徑)為8/16、10/16、11/16、12/16、13/16、14/16、15/16時的截面彎曲形變情況。圖4(c)、圖4(d)是隨著R1/R2的變化微泵泵膜截面與中心點的位移變化曲線。由這兩幅圖中曲線可以看出,隨R1/R2比值的增加,泵膜各點位移隨之增加,泵腔體積變化量增大,當R1/R2>0.75時泵腔體積變化量開始減小,泵膜中心附近的位移也開始減小。因此,當泵膜壓電層半徑與單晶硅層半徑比值在0.75左右時,泵腔體積變化量最大,在其他條件一定時,此時微泵效率最高。

圖4 泵膜截面與中心點的位移情況

微泵泵膜的固有頻率和振型也會影響微泵的工作效率,其參數可由模態分析獲得。在該部分仿真中,選擇了求解效率和計算速度較高的分塊Lanczos法(Block Lanczos Method,BLM)對泵膜進行了多階模態分析,經過一階到六階泵膜振動形式的比較,得出泵膜在一階模態的固有頻率為23.961 kHz,其中心點變形量較大,整個壓電振子上各點的變形方向一致,形成腔體的變化量也較大,符合壓電泵對壓電振子的要求。因此通常選用的壓電泵電源工作頻率應低于壓電振子的一階固有頻率,從而保證泵膜振動形式穩定。

2.2 微泵流量分析

在靜模態分析后,需要進一步討論壓電振子的變形量對壓電泵的輸出流量性能影響。通過計算單個振子的變形量來計算壓電泵的泵腔容積變化量,以便從理論上來計算壓電泵的輸出流量,是一種方便且行之有效的方法。有關振子變形的理論,研究者進行過論述[11-13],但因推導復雜,涉及太多參數而不便于計算。為了方便對壓電振子的振動特性進行解析分析,將壓電振子作為一個整體,即壓電晶片及硅基板組成的二層結構的圓盤,研究硅基板底面的形變曲線,來分析整個泵腔的體積變化。同時根據壓電復合振子的結構形式,作如下假設與定義:①整個振子結構是個圓形對稱結構,基板的外緣被固定。②壓電陶瓷和基板的厚度同各自的直徑比較要小得多,整個變形同整體結構尺寸比較也要小得多。③膠層的厚度同壓電陶瓷和基板的厚度比較要小得多,因此膠層對整個結構變形的影響可以忽略不計,且膠層對壓電陶瓷和基板的粘結是理想的。

電壓引起的壓電振子變形曲線數據可由有限元仿真得到,采用Origin軟件對數據進行擬合后得到硅基板底面的形變曲線,通過對曲線的積分則可得到壓電泵每泵的輸出量。下面以圖4(a)中20 Hz時±40 V曲線為例計算壓電泵的輸出量。將結果進行曲線擬合,可得方程為:

Y1=-11.46296X5+3917.295X4+7.69869×10-4X3-0.14224X2-8.76267×10-9X+1.24186×10-6U=40v(0≤x≤0.004)

(1)

Y2=11.46296X5-3917.295X4-7.69869×10-4X3+0.14224X2+8.76267×10-9X-1.24186×10-6U=-40v(0≤x≤0.004)

(2)

式中X代表基板底面上任意一點到基板圓心的距離,Y1代表在方波電壓為時+40 V時基板底面任意距離基板圓心X的點的振幅,Y2代表在方波電壓為時-40 V時基板底面任意距離基板圓心X的點的振幅,對以上兩式積分后可得微泵每博輸出量Vol為:

(3)

因此可以得到20Hz時壓電泵泵入、泵出流量Q為:

Q=Vol×f×60=44.053×20×60=52.863μL/min

(4)

式(4)中Vol為一個工作周期腔體容積的變化量,即微泵每博輸出量,f為工作頻率。

為了能精確控制壓電泵每泵的輸出量,根據式(4)研究了在相同頻率下,不同振幅方波電壓時壓電泵泵出的實時流量變化,以20Hz為例得到表1。

表1 20 Hz下不同振幅方波電壓下的壓電泵流量變化(流量單位:μL/min)

圖5 流量趨勢圖

將表1數據采用Origin多項擬合法進行曲線擬合,得到流量與方波電壓的關系式為:

Qv=k(U1+|U2|),(U1≥0,U2≤0)

(5)

式(5)體現了流量與電壓的線性關系,在20Hz不同電壓下的壓電泵流量趨勢圖如圖5(a)所示,參數k隨不同的頻率而變化,在20Hz時k=0.661,從而得到流量與電壓的定量關系,相關文獻中也提到了流量與電壓的基本正比關系[14],因此壓電微泵的流量可由電壓進行精確控制。

對于頻率與流量的關系可由式(4)得到,如圖5(b)所示,從圖中可以看到隨著頻率的增大,微泵的流量也逐漸增大,在驅動電壓為±20V時,根據Origin擬合得到流量與頻率的關系式為:

Qf=1.321 57f,(U=±20V)

(6)

因此可根據式(6),控制一定驅動電壓下的頻率來改變微泵泵出的流量。

此外,通過改變電壓或頻率還能根據藥物作用于細胞的反應情況來控制反應腔內藥物的濃度。假設反應腔內有V毫升均勻混合的抗生素溶液,濃度為a,現培養液以vin的速度泵入反應腔,同時混合液以vout的速度泵出,vin≥vout,設tmin后腔體中的抗生素含量為S(t),則根據抗生素在混合液中的濃度比例式,即為:

(7)

(8)

式(8)通解形式為:

(9)

由式(9)可知,因為a和V是已知的,所以只需控制vin和vout就可改變溶液的濃度,而vin和vout又可由施加在微泵上的電壓U及頻率f控制,因此可以改變施加在微泵上的電壓及頻率來控制反應腔內藥物的濃度。

本節主要對壓電振子對微泵的輸出性能做了研究,對不同電壓及頻率下泵膜的輸出性能做了理論分析。泵膜在微泵的壓電復合膜片決定了泵腔流量變化及壓力變化,這也決定了作用在入水和出水閥片上的壓力大小,為了防止壓力過大引起硅材料的破壞,在制備前對閥片進行力學分析有著極為重要的意義。

2.3 閥片(懸臂梁)結構的力學特性分析

由2.1節可知微泵的入/出口微閥門均由單晶硅微結構芯片疊合而成。以入口閥為例,上層硅片蝕刻成懸臂梁閥片結構,下層是環形閥座結構。通常狀態下,下層硅片上的入水孔被懸臂梁覆蓋住,泵腔保持密封狀態,流體不能通過。當閥座一側的壓力較高時,微閥門處于導通狀態,流體可在壓力作用下由閥座一側端口流向閥片一側端口。由于單晶硅材料力學性能好,抗疲勞性能優良,因此微閥門選用(100)晶面的雙面拋光單晶硅片,采用體硅微機械加工技術制作。

微閥門設計必須考慮以下幾個方面:①易于開啟,反向滲漏少。②承受壓力不能超過極限值,盡管硅材料的抗疲勞特性優良,但是常溫下的脆性很大,因而在設計時必須要考慮其拉應力和壓應力的極限值。③為了使閥易開啟,在考慮懸臂梁結構時需優化將固支端的截面積減小,同時又要保證在一定的水壓作用下不會斷裂。

假設閥體材料無缺陷,對未進行優化的方形微閥門(0.8mm×1.4mm×10μm)進行有限元耦合場分析。采用ANSYSWorkbench-CFX的固流耦合分析方法,首先計算壓力變化下流體的運動和在閥上產生的壓力,再將此壓力作為閥片懸臂梁的載荷進行靜力場的分析以得到變形結果,經過多次各種場間的切換計算可最終達到穩定的狀態。設閥片受壓面積與閥片接觸的孔尺寸為0.3mm×0.3mm,在20Hz,±40V下的分析結果得出主應力最大值出現在閥片懸臂梁的固支端,且固支端形變量為2.153 4×10-9m,形變量較小。

為了增大閥門的形變以便易于開啟,對閥片懸臂梁的固支端進行了優化,并設計了3種優化類型進行比較,分別為:優化1型,優化值為0.6mm×0.5mm,一階頻率為11.144kHz;優化2型,優化值為0.6mm×0.75mm,一階頻率為11.074kHz;優化3型,優化值為0.4mm×0.5mm,一階頻率為9.200 5kHz。采用Workbench/StaticStructural模塊對3種結構優化前后的閥片在0～10 000Pa壓力下的變形和最大主應力值進行分析,發現優化后的閥片形變量較優化前均大了1.7倍左右,說明優化后的閥片易于開啟;同時考慮所需承受的應力要求,優化3型最佳,若以硅的承受極限1GPa作為破壞值,其承受的最大水流壓力在8 000Pa內。另外,設計參數中一階頻率低有利于通過單向閥的流量。結合以上分析,閥片3型可以作為理想的微閥門優化形狀。由于應力分析是在閥體材料無缺陷、加工時光潔無臺階和細小的毛刺下得到的,實際制作時對于固支端應采用圓角過渡來避免銳角的應力集中,以避免材料的斷裂和損壞。

以上討論僅在結構場中展開,但是微泵的工作環境還牽涉到流體的運動和流固體間的相互耦合,為了描述流體在微泵中的流動情況,分析微泵被動閥在腔體液流環境下對流體的影響是十分有必要的。流體模擬在ANSYSCFX求解器中運行,設置工作介質為水,對流體施加無滑移邊界條件。在生成有限元單元過程中,采用自由網格劃分,單元形狀為三角形單元網格。通過后處理器得到的液流速度分布云圖(見圖6),從圖中可以看到溶液在泵出被動閥的時刻水流速度最大,隨后逐漸減小,在泵出被動閥的時候又逐漸增大;對3種優化型的比較可以看出優化3型腔內的液流在泵入腔室內時的速度分布比優化1型和2型的速度分布更加平滑,流速的平滑不僅可以減小溶液對泵膜的沖擊力,降低泵膜在上下振動時的能量損失,還能減小因流體運動的不規則而引起的噪聲,使溶液混合得更加均勻,提高后期敏感膜檢測殘留物時的準確性。

2.5 實驗驗證性分析

為了證明仿真方法的準確性及可行性,本文選取與仿真模型結構相似的微泵進行實驗驗證(圖7)。目前市場上流行的壓電振子尺寸有φ20、φ35、φ42、φ55等,考慮到壓電泵的整體結構尺寸,本文選用尺寸較小的商用微量泵PSS20(單腔微泵,常州電子有限公司)作為本文參數仿真和流量輸出驗證對象,該微泵是壓電振子直徑為20mm的單腔輸出微泵,主要用于研究壓電泵零壓力輸出流量同仿真驅動信號的電壓及頻率的一致性,以及壓電泵精密流量輸送能力。

圖7 PSS20壓電泵測試裝置

實驗中,驅動的電壓信號由SFG-2010信號發生器提供,泵輸送的介質為去離子水,對PSS20型號的壓電泵的流量進行了測量,為了減小壓電泵的振動噪聲,選擇正弦波形為壓電泵的驅動信號,分別以電壓和頻率進行振子驅動并記錄數據:①用110V的交流電壓驅動壓電振子,以10Hz為一測量間距,測量壓電泵在0～100Hz頻率段內的輸出流量值,記錄數據并和仿真數據擬合;②用50Hz的交流電壓驅動壓電振子,測量壓電泵在不同電壓下的輸出流量值,以10V為一測量間距,測量壓電泵在0～120V電壓下的輸出流量值,記錄數據并和仿真數據擬合。

圖8 PSS20有限元法及實際測驗結果擬合的曲線圖

PSS20的出廠參數為AC110V,50Hz下,液體的最大流量為20mL/min,誤差率為±15%。圖8為PSS20、有限元法及實際測驗結果擬合的曲線圖。圖8(a)輸出流量-頻率曲線是在驅動信號峰峰值110V電壓下測得的,從實驗測試曲線可以看到:壓電泵的輸出流量隨驅動頻率的增加而增加,在頻率30Hz～80Hz區間內線性度較好;圖8(b)輸出流量-電壓曲線是在驅動信號頻率為50Hz下測得,從實驗測試曲線可以看到:壓電泵的輸出流量隨電壓的增大而增大,當驅動電壓大于20V時,壓電泵的輸出壓力隨驅動電壓的增加基本呈較好線性關系。分析原因主要是壓電振子的變形量隨驅動電壓的增加呈線性增加,形成的泵腔容積變化也是線性增加的,但是當電壓低于20V的時候,壓電振子振動形成的腔內壓力接近于整個流道的阻力(包括單向截止閥),因此閥的開度較小,輸出流量比較少。在電壓為110V時,有限元法得到的流量為18.66mL/min,誤差率為6.7%,所以驅動電壓在20V～110V范圍內,頻率30Hz～80Hz區間內,輸出線性度及擬合程度較好。仿真結果與實驗輸出較符合,說明有限元設計法具有準確性及有效性。

但相對于實驗平臺多參數微量長時進樣的實驗要求,PSS20商用微泵與系統的結合性和可移植性較差,主要體現為下限流量大,精度較低,且微泵的總體線性度也不是很理想,考慮到實際操作時流體的粘度,介質中存在顆粒,氣泡等都會對實驗結果產生一些誤差,因此設計一個流量在微升級,高精度,線性度好,誤差小的雙腔實驗微泵非常必要。為了實現微泵的精密輸出,在泵腔設計時還應注意以下幾點:①將泵腔底部空間四周盡可能加工成與壓電振子變形曲線相似的形狀來防止容積效率降低和噪聲產生;②在實際操作時應該選擇在微泵輸出流量與電壓,頻率線形度較好的區域進行流量的控制;③對于不同泵液應采取不同措施,如對于大粘度液體可采用通過減小閥尺寸,增加閥剛度的方案,在對于含顆粒的流體時,由于泵的自吸性能較差,在使用壓電泵的過程中要注意入口液面與泵工作平面間的高度差不能過大等。

3 總結

在電生理測試實驗時,對單一參數的監測往往只能從某一方面反映出微生物的生長情況,而測試環境的復雜性(各種噪聲源、長期測試后培養液對電極的腐蝕等)會干擾測試的結果,為了準確檢測微生物在刺激物作用下所引起的貼附性及代謝刺激物殘余量的實時變化,本文提出了一種基于抗生素作用下微生物的膜阻抗及其代謝液殘留量分析的電化學并行檢測平臺,針對一體化平臺的核心單元——壓電微泵采用有限元方法進行了靜力場、動力場和流體場的綜合分析,來確保微泵流量的可控性和精確性。通過對壓電驅動微泵的泵膜的分析計算,對壓電復合膜片的有限元靜力學分析和模態分析,得出壓電復合膜片的尺寸變化以及驅動電壓的變化對泵膜響應的影響關系,然后對被動閥做了優化分析及流體場的動態仿真,最后對仿真采用普通商用泵進行驗證性實驗,分析并證明了仿真的可行性和準確性,為后期雙腔微量實驗微泵的制作和多參數平臺的搭建提供了良好的參考依據。

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Design of Micropump for Parallel Multi-Parameter Detection of Microbial Metabolic Components Based on Electrochemical Platform*

XUYing,HUZhengtian,GUOMiao*

(Hangzhou Dianzi University Biomedical Engineering Institute,Hangzhou 310018,China)

There are some crucial problems in design of parallel multi-parameter detection platform.This paper puts forward a parallel detection platform by electrochemistry method to analyze the antibiotic residue components in microbial metabolites,which quantitatively showed the influence of antibiotics on physiological environment,membrane adherence and metabolites of microorganism in real time.According to the required accuracy of antibiotic detection limit,the fluid volume for single detection should be controlled within 20 μL/min～100 μL/min.Therefore,this paper comprehensively analyzed the static field,dynamic field and fluid field of the micro pump by the finite element method to make sure that the precision and controllability of pump design meet the measurement requirements,which was the key point in the detection platform.Results showed that the micro-pump flow rate was 52.864 μL/min when the pump was driven by 20 Hz,±40 V AC voltage,and the relations between frequency and voltage to control the real-time change of flow rate were also discussed.Moreover,the passive valve micro pump was further analyzed on mechanical characteristics and the optimized pump fix end size(0.4 mm×0.5 mm).Finally,verified experiment of the obtained simulation data for flow rate compared with PSS20 commercial micro-pump was done with the error rate of 6.7%,which proved the feasibility and accuracy of the finite element method,and provided a good reference for the design and improvement of micro-pump as well as the parallel multi-parameter detection platform.

bioelectrical impedance measurement platform;electrochemical detection platform;antibiotics residue analysis;finite element design of micro-pump

徐 瑩(1978-),女,博士,2007年畢業于浙江大學生物醫學工程專業。主要研究方向包括多種傳感器微芯片仿真、設計及總體硬件平臺搭建、后期信號分析工作,xuyingxy@hdu.edu.cn;

郭 淼(1979-),女,博士,2006年畢業于浙江大學生物醫學工程與儀器學院,主要研究方向為生物材料及電化學傳感技術,如基于電化學方法的血透用水細菌總數快速檢測等,guomiao@hdu.edu.cn。

項目來源:國家自然科學基金項目(30800248);浙江省科技廳公益計劃項目(2011C23031);浙江省自然科學基金項目(LY13C100003)

2014-07-02 修改日期:2014-11-18

C:7230J

10.3969/j.issn.1004-1699.2015.01.001

TP212.3

A

1004-1699(2015)01-0001-08