基于微流控驱动和控制技术的临床生化分析系统（下）

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电润湿驱动技术
电润湿驱动的原理是在芯片表面加工电极阵列，电极上涂覆绝缘层，将样品溶液滴加在绝缘层表面，通过在电极两端施加电压从而改变固液之间的表面张力，进而改变液体在固体表面的润湿性。 当电极上所施加的电压对液滴造成的不平衡力超过液滴惯性或所受阻力时，液滴会按照电压施加的顺序在各电极表面移动，从而达到对液滴操控的目的，最终通过对液滴移动的不同组合，实现液滴的生成、分裂、合并、移动，从而实现宏观操作上的稀释、量取、混合、分析等步骤。 该技术基于液滴的形式实现了液体的离散化、数字化操作，由此出现数字微流控的概念。
Ｐｏｌｌａｃｋ 等利用 ＥＷＯＤ 技术实现了无泵条件下纳升级液滴的分散、混合、分裂和转移操作。 该芯片由两层材料组成，上层为氧化铟锡涂层玻璃，下层为集成了电极的芯片。上层芯片下表面和下层电极上表面都经过疏水处理，其工作原理见图 ５。 当只有左侧电极通电时，液滴停留在左边（见图 ５ａ）。 然后中间的电极通电，液滴逐渐从左边移动到中间电极上（见图 ５ｂ）。 随后右边的电极通电，待液滴持续移动至右边电极后，中间的电极断电，液滴被分裂成两个液滴，分别停留在通电的左右两个电极上（见图 ５ｃ 和图 ５ｄ）。 最后对中间的电极通电，同时对右边的电极断电，右边的液滴从右边的电极转移至中间的电极上，最终与左边的电极融合在一起，合并成同一个液滴（见图５ｅ 和图５ｆ）。液滴的平均转移速度是10cm/s。 该方法具有高度集成性，同时操作简单灵活，已成为微流控分析中最灵活的流体操控方式之一。 在后续的研究中，该研究组成功将此技术应用于人胰岛素免疫分析中。



图 ５ 电润湿滴液的合并分裂过程

Ｓｒｉｎｉｖａｓａｎ 等报道了一种可以检测血清中葡萄糖的电润湿液滴分析平台。 如图 ６ 所示，该电润湿系统包括加工了电极阵列的透明 ＩＴＯ 玻璃和发光二极管光源及光电二极管检测器。 ＩＴＯ 玻璃表面由特氟龙薄层覆盖做疏水化和绝缘处理。 样品与试剂提前存放在芯片的储液区域中，通过不同电极顺序施加电压而改变电极表面的浸润状态，从而驱动液滴从疏水电极表面向亲水电极表面移动，样品与试剂以液滴的形式自动从储液区域量取出来，完成试剂的分配、混合、反应等操作，最终将反应后的混合液滴移动到检测区域进行吸光度检测。 该工作成功利用电润湿技术在芯片上实现了全血、血清、尿液等不同类型样品中葡萄糖的检测。



图 ６ 集成了吸光度检测装置的电润湿芯片示意图

Ｓｉｓｔａ 等报道了一种能应用于磁珠免疫分析和实时荧光聚合酶链反应分析的数字微流控系统。 该系统包括一个通用试剂盒和一个控制系统。磁珠免疫分析原理如下：磁珠悬液先与一抗溶液混合形成混合物液滴，然后再依次与全血样品、二抗溶液混合反应，反应后液滴被驱动到磁铁区域，磁珠通过磁场从混合物液滴中被分离出来，混合物液滴除磁珠外的溶液被驱动到废液池，接着清洗液被驱动到磁铁区域，对固定的磁珠进行清洗后被驱动至废液池，最后将化学发光底物驱动至磁珠位置反应 ２ｍｉｎ，然后驱动到检测区，其化学发光信号由光电倍增管检测。
Ｍｏｕｓａ 等报道了一种基于微流控电润湿技术的自动血液雌激素提取系统，系统原理见图7。实验中，样品和试剂以液滴的形式储存在芯片中，首先以液滴形式驱动细胞裂解液和血样混合，完成细胞的破碎，裂解后的混合物和极性萃取剂甲醇液滴混合，然后驱动该液滴和非极性萃取剂异辛烷混合实现换相，最后驱动异辛烷萃取液至样品收集池中完成雌激素雌二醇的提取。



图 7 数字微流控雌激素提取芯片原理示意图

Ｍｅｉ 等报道了一种利用电润湿技术捕获人体血浆蛋白的方法，原理见图8。 该系统通过简单的液滴混合和磁珠分离在电润湿芯片上完成了自动化蛋白质的提取。 首先系统将蛋白质样品加入到包含有偶联了抗人血清白蛋白、链球菌 Ｇ 蛋白和金黄色葡萄球菌 Ａ 蛋白的磁珠中并进行混合，随后混合溶液通过底部固定了条形三棱柱磁铁的电极区域，将液滴中的磁珠捕获在电极表面，溶液则通过电润湿技术进一步移动到废液区，最后驱动清洗液实现对捕获蛋白质的洗脱。 由于采用了条形磁铁和并行分析的策略，该系统在 １０ ｍｉｎ 内可同时处理 ４ 个样品，且对免疫球蛋白和 ＨＳＡ 的提取效率可达 ９５％ 以上。



图 8 用于血浆蛋白分离的电润湿装置原理图

压力驱动技术
压力驱动是通过在通道出入口间施加压力差来驱动和控制流体的方法，是微流控分析中应用最为广泛的流体驱动方式，其压力源可以是常规的注射泵、真空泵，也可以是压电晶体泵、气动微泵、电解泵、化学分解泵等集成式微泵。 集成式微泵流速稳定性和流量准确性较低，难以精确量取液体体积，所以通常需要在芯片生产阶段预先将液体试剂定量储存于芯片上，在分析过程中只需驱动其进入特定腔室实现反应即可。
Ｄｏ 等提出了一种热气动驱动的芯片，芯片结构见图9。 整个芯片分为 ５ 层，第一层和第四层构成微流体通道，第二层芯片为生物传感器，并与第三层和第五层形成储液池。 试剂先封装在储液池中，加 热 偶 氮 二 异 丁 腈 ，分解产生 Ｎ２ ，通过提供不同的加热程序，例如通过控制电流强度和加热时间，可以控制 Ｎ２ 的释放，最终实现精确操纵微流体的功能。 生物传感器阵列是整个芯片的关键组成部分，所有电化学反应都发生在传感器表面，并进行测量，由检测电路收集和处理数据。 该方法需精确控制气体生成的速率来实现对气动微阀的控制，同时需要与液体反应速度一致，否则容易产生溶液残留的现象。



图9 基于气体驱动的微流控芯片示意图

毛细作用驱动技术
毛细现象在自然界中普遍存在，是指浸润液体在毛细管内升高的现象。 纸张具有中空亲水网络结构，可以引导液体流动，是基于毛细作用驱动的微流控芯片最常用的材料。 基于侧向层析分析的试纸条技术是目前应用最为广泛的纸基 ＰＯＣＴ 分析技术，常规的试纸条技术通常是基于酶联免疫反应产生颜色变化以实现分析的目的。 试纸条技术最早可追溯至 １７ 世纪出现的酸碱试纸———石蕊试纸。 １９４９ 年，Ｍüｌｌｅｒ 和 Ｃｌｅｇｇ用石蜡浸渍纸片形成通道，制成了基于纸基的薄层色谱，此后以纸为载体的分析设备层出不穷，其中最具代表性的当属验孕棒和糖尿分析试纸。 此类试纸因其操作简单、价格低廉、分析过程快速便捷而广受认可。 但是，灵敏度低、难以定量、不适用于多步骤分析的缺点限制了其进一步发展。



图10 基于序控液滴阵列系统的自动生化分析系统

基于毛细原理，在微流控领域中发展出了纸芯片技术，通过在纸基材料上处理、加工形成具有微通道和反应室的纸芯片可实现类似于微通道芯片的功能。 纸芯片基材来源丰富，可降解，可以代替硅、玻璃、有机聚合物等材料，具有成本低廉、使用方便、易于集成、无需外设等优点。 纸芯片的产生在某种程度上弥补了试纸条技术的不足，使低成本、低耗样、便捷化定量分析成为可能。 ２００７ 年，Ｗｈｉ⁃ｔｅｓｉｄｅｓ 研究组用光刻法制作纸芯片通道。 ２００８年，Ｍａｒｔｉｎｅｚ 等将芯片与手机等移动设备结合，实现了远程实时诊断，并通过将多层平面纸芯片叠加后固定，制作成 ３Ｄ 纸芯片，用于多指标并行检测。 Ｈｅｎｒｙ 等提出将电化学检测法应用到纸芯片中，相对于之前常用的比色法，提高了检测灵敏度。 随后，Ｌｕ 等和 Ｗｈｉｔｅｓｉｄｅｓ 研究组相继报道使用石蜡制作纸芯片通道，目前石蜡打印法已经被广泛应用于相关研究中。
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