毛細幫浦於微流道中傳輸與混合行為之研究：實驗與分析

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國立臺灣大學工學院應用力學研究所博士論文

Institute of Applied Mechanics College of Engineering

National Taiwan University Doctoral Dissertation

毛細幫浦於微流道中傳輸與混合行為之研究：

實驗與分析

Investigation of Transport and Mixing in Microchannel Driven by Capillary Pumping：

Experiments and Theoretical Analysis

宮春斐 Chun-Fei Kung

指導教授：朱錦洲博士張建成博士

Advisor： Prof. Chin-Chou Chu

Prof. Chien-Cheng Chang

中華民國 98 年 1 月

January, 2009

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誌謝

一切彷彿昨日，五年半的博士生涯終於劃上了完美的句點。在這學習的過程之中，所經歷的每一分感覺與悸動皆難以磨滅，足以作為我一輩子的資產。尤其是這數年來在台大的點點滴滴，歷經許多人的幫助與協助，才使本論文得以付梓，心中更是充滿無限感激。

首先，要感謝的是我的恩師朱錦洲教授與張建成教授，給我機會加入本研究團隊，老師不僅在課業上嚴格的督促，時時提醒我們實驗過程中該注意的重點，

讓我受益良多，在生活中，更是指引了我正確的人生態度，讓我在待人處事上有許多體悟與成長。亦要感謝口試委員張家歐老師、陳國慶老師、陳瑞林老師、郭志禹老師、以及王繼宗學長對於論文提供種種寶貴的意見，並且熱心的指正出論文中不足的地方，讓論文更臻完善。另外，也要特別感謝老師給予學生機會，到 University of Maryland 生化系以及機械系做為期一年的訪問研究，讓我學習到國外許多新領域的技術，也獲得諸多寶貴難得的經驗，在此感謝李春生老師於美國學習這一年中，給予很多生活上無微不至的照顧，以及Don.Devoe 教授在學術研究上，給予嚴厲的指導，讓我在學習研究的態度上有許多成長。同時，感謝建甫學長在這一年中給了我許多鼓勵與幫忙。

而，博士的生涯之中，實驗室的同伴們也是支持我的原動力之一。謝謝微機電小組成員良瑋、繼峰，因為你們辛勤的努力才有今天小小的成果，特別感謝俊為總是毫無怨言的捐出他的熱血，以做為實驗之用。感謝宇辰學長提供我許多數值方面的協助與指導，帥氣的政達在生活中時時給我精神上的鼓勵，搞笑的慶川總是與我一起在健身房裡實現瘦身計畫，你們讓原來枯燥乏味的實驗室總是充滿著和諧歡樂的氣氛，感謝適壕、世霖兩位同袍與我一起努力打拼了這麼多年，還有實驗室的學弟們，不論是在專業知識上的研討，實驗上的合作，或是研究生涯中的關懷，使得研究路上更添色彩，很高興能與你們一起度過這些時光。另外，

要特別感謝親愛的琪，在博士求學的生涯中，不管發生什麼事，總是在身邊支持

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我鼓勵我，更友情提供熱血，讓論文的實驗數據更加豐富，真的謝謝妳！

最後僅以此文獻給我最親愛的家人們，感謝親愛的爸爸宮添財先生，媽媽陳苗女士，因為你們無怨無悔的耐心、體諒與包容帶給我無比的安全感，並提供我最強韌的後盾，我才能無後顧之憂的將心思完全專注於學業上，我願意將所有這一切的喜悅與榮耀都歸你們所有。在此，誠摯的將本論文獻給所有幫助過我的人，謝謝你們！！

春斐謹誌 2009/1/20

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摘要

本研究中，成功採取無動力式流體驅動方法以達到混合之目的，而不需要任何外加主動機制，如幫浦、閥門、或外加電動力、電磁力等能量，這些往往會使得整個檢測系統佔據許多空間，因而限制住了微小化與積體化之目的，所以造成許多不便性。然而，表面張力乃唯一的機制可以驅動流體順利進入微流道內。本混合器之流道是無側牆之設計，接著利用底層親疏水間隔以及雙面塗佈疏水材質 (鐵氟龍)的玻璃做為流道之上蓋，如此便可以驅動流體順著親水流道區域進入微流道之中。透過理論分析與實驗之比對，在固定流道寬度為100 μm 時，其可找出一最佳流道高度為13 μm，能使得流體僅在表面張力作用下有最大流率約為 0.65 nL/sec。對於本混合器而言，最重要的便是要使得兩流體達到完全混合之目的。為此，吾人在流道底部巧妙的置上不對稱交錯式凹槽結構，其可讓兩流體產生螺旋狀三維運動，藉此有效地提高其混合效率。實驗中，流體得以在1.3公分內便能達到完全混合之狀態

同時，此元件亦能應用於血液之驅動，因此吾人首先藉此分析血液在微流道之中流動時，於不同傾斜角下之動態特性。為了節省成本之目的，本流道改採以玻璃底材為主要製程。由實驗中可以發現血液流速在傾斜流道自−90^o（血液往下流動）變化至90^o（血液往上流動）時，乃呈嚴格遞增之趨勢。此變化趨勢竟然與去離子水的趨勢完全相反。這種獨特的行為可以由吾人所建立出來的動態平衡方程來加以解釋，該方程是由表面力、重力、以及黏滯力以取得平衡。如此可藉由計算黏滯力，並進而推得其對應的有效血容比。發現血容比在血液往下流時因為重力作用會使得紅血球容易堆積於前緣，因而使得黏滯力大大提升，其流速便明顯降低了。

在提升驅動效能的研究方面，吾人考慮利用超疏水介面取代原有的鐵氟龍之設計。吾人利用電感耦合電漿蝕刻法的交互蝕刻機制，並找出最佳之製程參數，

藉以成功的在矽晶圓上製備出緻密的矽草結構。該結構可以將去離子水支撐起

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來，懸浮於矽表面之上，進而達到理想之超疏水介面，其接觸角約為153^o。同時，

在驅動效能測試上，以超疏水介面取代之後，去離子水的平均流速是原有之1.21 倍。探究其原因，是由於流體在親水流道中運動時，會與兩側的鐵氟龍疏水介面有所接觸，因而產生摩擦力。然而，對於超疏水介面而言，它可以形成空氣層並隔絕流體，使得親疏水特性更加明顯，如此便能有效的降低來自兩側的摩擦力，

進而藉此提升驅動效能。

關鍵字：微流道、表面張力、疏水性、親水性、血容比、血液流速、矽草

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Abstract

In the present study, a power-free method is explored to perform mixing in a microchannel without any external active mechanisms such as pumps, valves or external energies like electrostatic or magnetic fields. Often a relatively large support is needed for the desired power, thus limiting the capability of system miniaturization and integration. The surface tension is the only mechanism for driving the fluids through the microchannel. The channel of this mixer is designed to have no sidewalls with the liquid being confined to flow between a bottom hydrophilic stripe and a fully covered hydrophobic substrate. It is found from theoretical analysis and experiments data that for a given channel width, the flow rate solely due to capillary pumping can be maximized at an optimal channel height. The flow rate is in the order of nanoliters per second, for example, the flow rate is 0.65 nL s⁻¹ at the optimal channel height 13 μm, given the channel width 100 μm. It is most crucial to this power-free mixing device that two liquid species must be well mixed. For this purpose, asymmetric staggered grooved cavities are optimally arranged on the bottom substrate of the channel, which can generate three-dimensional helical recirculation and let two different liquid species mixing efficiently. In the experiment, the fluid can be achieved fully mixing within 1.3 cm.

This device has also been applied to whole blood to analyze the characteristics of blood in a microchannel at different sloping angles. The channel is determined by a bottom hydrophilic stripe on a glass substrate for the purpose of cost effective. It is observed that increasing the sloping angle from −90^o (downward flow) to 90^o (upward flow) increases the blood flow rate monotonically. The trend of the velocity of blood flow under various sloping angles is totally opposite to that of the DI water.

These peculiar behaviors on the micro scale are explained by a dynamic model that

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establishes the balance among the inertial, surface tension, gravitational, and frictional forces. The frictional force is further related to the effective hematocrit. The model is used to calculate the frictional force from experimental data, and thus the corresponding hematocrit, which is smaller when the blood flows upward.

In order to enhance the driven efficiency of this design, a superhydrophobic surface was considered to replace the original Teflon surface. We can find out the optimal fabrication parameters of utilizing induced couple plasma method, which can successfully generate compact silicon grass on the bottom. This structure can sustain DI water on the grass top and keep the contact angle around153^o. And the average velocity is 1.21 times that of the original design from experimental results. To make a thorough investigation, when fluid flowing in the hydrophilic channel, it may contact with Teflon surface on both sides, thus produce friction force. Nevertheless, as for the superhydrophobic surface, it can form stable air cushion to isolate fluid; therefore, it will effectively reduce the friction force from both sides, and improve the driven efficiency.

Keyword：microchannel, surface tension, hydrophobic, hydrophilic, blood flow, silicon grass

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目錄

摘要...

Abstract...

第一章導論...1

1.1. 研究動機 ...1

1.2. 流體驅動力 ...3

1.3. 微液體混合器 ...6

1.4. 血液之理論與生物晶片之應用...15

1.5. 製備超疏水表面...22

1.6. 章節概述...32

第二章理論基礎...34

2.1. 接觸角及相關參數 ...34

2.2. 超疏水介面 ...39

2.3. 表面張力驅動幫浦...45

2.4. 不對稱交錯式凹槽結構提升混合效能...52

2.5. 血液流動於微流道中受表面張力作用之理論計算...53

第三章實驗設定與材料選擇...59

3.1. 表面張力致動式微液體混合器之設計 ...59

3.2. 表面張力驅動材料...62

3.2.1. 親水性材料之選擇...62

3.2.2. 疏水性材料之選擇...63

3.2.3. 乾蝕刻阻擋層之材料選擇...63

3.2.4. 墊高厚度之材料選擇...65

3.2.5. 工作流體之選擇...65

3.2.6. 螢光微粒之選擇...65

3.3. 血液於傾斜角度下流動之設計 ...66

3.4. 血液測試之材料選擇...67

3.4.1. 基底親水材料...68

3.4.2. 疏水材料之選擇...68

3.4.3. 實驗用血液之選擇...69

第四章研究設備與製程步驟...70

4.1. 實驗設備...73

4.1.1. 電感耦合電漿蝕刻機（Induced Couple Plasma, ICP） ...73

4.1.2. 螢光光學顯微鏡...74

4.1.3. 可調變角度之平台...75

4.1.4. 接觸角量測儀...75

4.1.5. 微注射幫浦...76

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4.2. 表面張力微液體混合器之製程步驟...77

4.2.1. 流場流速之計算...83

4.2.2. 混合效率之判定...84

4.3. 血液於不同傾斜角下流動之製程步驟...84

第五章結果與討論...90

5.1. 表面張力驅動之研究...90

5.2. 表面張力微液體混合器 ...91

5.2.1. 凹槽結構測試...91

5.2.2. 有無不對稱交錯式凹槽結構之比較...93

5.2.3. 不對稱交錯式凹槽結構之最佳化...96

5.3. 血液於不同傾斜角下之動態分析比較...107

5.3.1. 理論式分析...107

5.3.2. 血液於傾斜面上流動之動態分析...111

5.3.2. 血液於傾斜角度下流動，血容比之理論分析...118

5.4. 利用超疏水表面以提升驅動效能...122

5.4.1. 比較蝕刻氣體SF 與鈍化氣體₆ C F 之通入時間 ...122 _{4 8} 5.4.2. 比較線圈（coil）輸出功率...130

5.4.3. 比較蝕刻週期...131

5.4.4. 驅動效能之測試...133

第六章結論與未來展望...136

6.1. 結論...136

6.2. 未來展望...138

參考文獻...139

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圖目錄

圖1.2.1. (a) 實體照片 (b) 立體結構圖...3

圖1.2.2. 靜電力致動液滴之原理與過程...4

圖1.2.3. EW 致動液滴之過程...6

圖1.3.1. 壓力式主動混合器之兩旁分流設計...7

圖1.3.2. 應用磁場驅動磁棒進行多功能元件之設計...8

圖1.3.3. 電極式干擾流體進行混合之設計...8

圖1.3.4. 利用混合槽下的 PZT 材料震動幫助混合...9

圖1.3.5. Y 型入口直線型流道示意圖...10

圖1.3.6. 微型混合器以分流、疊合方式混合...11

圖1.3.7. 噴嘴注入混合示意圖...12

圖1.3.8. 週期性結構設計之魚脊狀微液體混合器結構示意圖...14

圖1.3.9. 流道中放置螺旋形結構之設計...15

圖1.4.1. 血液於離心之後之分佈圖。主要分為上層之血漿，以及下層的血球...16

圖1.4.2. 擬塑性流體(Pseudoplastic fluid)之剪切率與剪應力間之關係圖...16

圖1.4.3. 血液血容比在不同剪切率下對黏滯度之影響...18

圖1.4.4. 血液於不同剪應力作用下之特徵。(a) 低剪應力下呈現錢狀堆疊。(b) 高剪應力下血液將不正常延伸變形...19

圖1.4.5. 可拋棄式微流體塑膠晶片，可以在短時間內判讀其血型...22

圖1.4.6. L. Riegger 等人於 2007 年所開發之血容比檢測系統...22

圖1.5.1. 雨水於蓮葉上之超疏水現象...23

圖1.5.2. (a)水黽腿部刺穿水面影像，接觸角為 167° (b) 水黽腿的無數細長微剛毛 (c) 單根剛毛上精細的螺旋狀奈米凹槽結構...24

圖1.5.3. 以 Sol-Gel 法製備超疏水表面...26

圖1.5.4. 以氧化還原法製備超疏水表面...28

圖1.5.5. 以微影法製備超疏水表面...29

圖1.5.6. 以電漿法製備超疏水表面...30

圖1.5.7. 奈米碳管排列情形及其與水滴接觸情形...31

圖1.5.8. PVA 纖毛表面結構及截面結構...31

圖2.1.1. 液滴表面張力示意圖...35

圖2.1.2. 液滴於平坦表面上不同接觸角之示意圖...36

圖2.1.3. (a) 前進角 (b) 後退角示意圖...37

圖2.2.1. Wenzel's Theory 模型之表面示意圖 ...40

圖2.2.2. Cassie's Theory 模型之表面示意圖 ...41

圖2.2.3. Bosch process 原理示意圖...44

圖2.2.4. 利用 ICP 蝕刻之光柵。線寬 10 µm，蝕刻深度 50 µm...44

圖2.2.5. (a) 雙層微梳狀致動器 (b) 奈米孔洞陣列 (c)奈米級溝槽結構...45

(11)

圖2.2.6. 利用調整SF 的蝕刻時間與₆ C F 的鈍化時間比值，以蝕刻出矽草結構 ...45 _{4 8}

圖2.3.1. 在不同流道寬度 w 設定下，比例常數 C 對流道高度 h 之相對關係圖 ...52

圖3.1.1. 無側牆之被動式微液體混合器之設計...61

圖3.2.1. 去離子水在二氧化矽上之接觸角...62

圖3.2.2. 去離子水在鐵弗龍上之接觸角...64

圖3.2.3. 螢光粒子於顯微鏡下之影像圖...66

圖3.3.1. (a) 流道之三維結構示意圖。 (b) 血液於二氧化矽親水介面之接觸角約18^o。（c）血液於鐵氟龍疏水介面之接觸角約107^o ...67

圖3.4.1. 以氫氟酸蝕刻之速率及粗造度...69

圖4.1.1. 電感耦合電漿蝕刻機（Induced Couple Plasma, ICP） ...73

圖4.1.2. 螢光光學顯微鏡...74

圖4.1.3. 可調變角度之平台...75

圖4.1.4. 接觸角量測儀...76

圖4.1.5. 微注射幫浦...76

圖4.2.1. 鐵氟龍的轉速與高度的關係（台灣杜邦提供）...79

圖4.2.2. SJR5740 轉速與高度關係 ...80

圖4.2.3. 表面張力致動式微液體混合器製程步驟圖...82

圖4.2.4. 利用影像追蹤之方式以得到粒子位置...83

圖4.3.1. 血液驅動元件製程步驟流程圖...88

圖4.3.2. 實驗架設圖...89

圖5.1.1. 利用表面張力幫浦致動去離子水之實驗結果與理論值之比較...91

圖5.2.1. (a) 驅動液體進入微流道。(b) 液體停滯於凹槽處...92

圖5.2.2. (a) 魚脊狀凹槽結構之 3D 圖 (b) 不對稱交錯凹槽結構 3D 圖...93

圖5.2.3. 有無安排不對稱交錯式凹槽結構對於混合效能之比較...94

圖5.2.4. 混合效率比較圖...96

圖5.2.5. 混合器之參數設定...97

圖5.2.6. 流體在不同凹槽深度與流道高度比值下，其混合效能比較圖...99

圖5.2.7. 不同凹槽深度與流道高度設定比例之情況下，其液體前緣圖...101

圖5.2.8. 在不同凹槽有效長度下，流體對於不同位置之混合效率比較圖...102

圖5.2.9. 流體在通過不同凹槽有效長度的流場擷取圖...103

圖5.2.10. 在不同夾角α 、β之情況下，流體之混合效率比較圖...105

圖5.2.11. 流體自入口處受表面張力作用下，流場分佈之演進變化圖...106

圖5.3.1. 血液血容比在不同剪切率下對黏滯度之影響...107

圖5.3.2. 血液在不同血容比下，其位置與時間之理論值...108

圖5.3.3. 血液在不同傾斜角度下，其位置與時間之理論值...110

圖5.3.4. 比較密度對血液流速之影響...110

圖5.3.5. 驅動血液流道之三維示意圖...112 圖5.3.6. (a) 去離子水與 (b) 血液在不同傾斜角下流動時，其位置與時間之比

(12)

較圖...113

圖5.3.7. 血液在不同傾斜角度下流動之前緣放大圖...115

圖5.3.8. 影像處理流程圖...116

圖5.3.9. 比較血液在不同傾斜角度下流動時，其血容比之變化...117

圖5.3.10. 利用理論式(2-5-12)所推得之血容比在不同傾斜角下隨時間變化之關係圖。本流道高度設定為3 mμ ...119

圖5.3.11. 利用理論式(2-5-12)所推得之血容比在不同傾斜角下隨時間變化之關係圖。本流道高度設定為6 mμ ...120

圖5.3.12. 血液在不同傾斜角度下，其前 60 秒之平均流速...121

圖5.4.1. 通入不同蝕刻氣體SF 與鈍化氣體₆ C F 時間對於接觸角之變化圖 ...124 _{4 8} 圖5.4.2. 蝕刻氣體SF 通入時間為 4 秒時，鈍化氣體₆ C F 分別為(a) 6 秒、(b)4_{4 8} 秒以及(c) 2 秒之顯微放大圖...125

圖5.4.3. 利用接觸角量測儀拍攝去離子水在不同表面之接觸角...126

圖5.4.4. (a)未經處理之矽晶圓表面以及(b)超疏水表面之實拍圖...127

圖5.4.5. 矽表面經蝕刻過後之 SEM 影像圖。其蝕刻氣體SF 通入時間為 4 秒，鈍₆ 化氣體C F 為 4 秒...128 _{4 8} 圖5.4.6. 矽表面經蝕刻過後之 SEM 影像圖。其蝕刻氣體SF 通入時間為 4 秒，鈍₆ 化氣體C F 為 2 秒...129 _{4 8} 圖5.4.7. 比較不同線圈輸出功率對於接觸角的影響...130

圖5.4.8. 不同蝕刻週期數對於接觸角之影響...131

圖5.4.9. 比較不同蝕刻週期之顯微放大圖...132

圖5.4.10. 表面張力元件改以不同疏水介面時，驅動去離子水之比較圖...134

圖5.4.11. 表面張力元件改以不同疏水介面時，驅動血液之比較圖...135

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表目錄

表1-1 表面材料接觸角與相對驅動力 ...5

表1-4-1 血液中的成分...15

表3-2-1 不同材料的親疏水特性...63

表3-4-1 實驗常用血品種類...71

表3-4-2 血液採檢試管...72

表5-3-1 用最小平方誤差法得到的擬合曲線對應之係數。流道高度設定為 3 mμ ....119

表5-3-2 用最小平方誤差法得到的擬合曲線對應之係數。流道高度設定為 6 mμ ....120

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第一章導論

1.1. 研究動機

近年來國際上陸續發生許多急性變種病毒的傳染性急症，人們除了積極研發各種新藥以鞏固人體免疫系統的自我保護機制，欲及時的對症下藥必須檢討傳統生化檢測流程中，檢驗時間過度延宕及其廢棄物污染所造成的嚴重後果。因此 Manz [1] 的研究團隊在1990 年提出了一個微全分析系統（Micro Total Analysis System, μTAS）的概念，他們試圖將微量檢體置於微尺度元件上進行檢驗，使得檢體之反應面積與體積的比率大幅增加，而提高檢體的反應速率以及精確性；

此概念更藉著整合微流體元件在晶片平台上，因而有了晶片實驗室

（lab-on-a-chip）及生物晶片（bio-chip）想法的出現。

生物晶片其實只是一種泛稱，其研究的主要範疇涵蓋了微流體晶片以及微陣列晶片兩類；前者將採樣後的樣品注入後，依序利用流道幾何特性完成各種檢體前處理（preprocess）流程以及檢測反應；後者則在其陣列式排列待測區中，同時進行數百個分子檢測反應，以偵測特殊基因或組織樣本的基因活性。概括來說，生物晶片的整體發展優勢主要在於（1）可量產化，此特性將有助於新藥開發（drug delivery）時之大量平行測試以及檢驗前處理的進行；（2）檢體的微量化，相對將可大量減少檢測試劑之使用量以及生成廢棄物之污染；（3）當檢測平台隨之縮小成可方便攜帶之尺寸時，將有助於醫護點（point-of-care）醫療網脈的形成、臨床應用及生化戰劑之監控等。近年來更由於人類基因組解讀計畫

（The Human Genome Project）及嚴防恐怖分子挑起生化戰役，掀起一片研究生物晶片的熱潮。

微陣列晶片的研究，主要牽涉到分子生物醫學領域的研究；而微流體晶片則跨領域的結合了微精密製造技術、生化醫學科技以及微觀熱流理論等等的

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各種學問。其中，要將傳統實驗室進行生化檢測時最重要的傳輸及前處理流程，

包含有計數、萃取、混合、分離、分配、過濾、稀釋、反應等行為，在微小尺度空間中操作完成實屬不易，由於這個問題的主要核心關鍵在於微量流體的操控技術，因而也在近年來形成一股微流體（microfluidic）研究的新興領域。

然而，混合現象[2,3]則是該領域中最廣為討論的重要議題之一，因為在進行生醫檢測時，往往需要透過試劑的混合，方能實施後續的檢測動作。在近幾年之中，許多研究團隊努力在發展各式之微液體混合器，一個有效之微液體混合器系統可以應用在藥物輸送[4,5]、生物與化學合成[6,7]、燃料電池之預先混合 [8,9]、以及生化病理分析[10-14]等部分。混合問題往往牽涉到多相流

（multiphase flow）與紊流這兩個相當複雜的研究理論，即便將問題簡化為只探討同相流體間的混合行為，然而在微尺度下，流體在微流道內流動之雷諾數 (Reynolds’ number)通常會小於2000，也就是說，流動情況將會呈現層流之現象，

而液體在層流狀態時，其流動之狀態只有平行流動，在不同種類流體之介面層不會有分裂或是瓦解之情況產生，難以達到紊流狀態的表現，因此往往難以達到均勻混合之目的。通常，在微小尺度下的流體其混合之機制主要只有藉著擴散

（diffusion）效應在不同流體間的介面層中擴散，但其效能往往侷限於流體質點間擴散停滯時間（residence time）的長短，而無法在短時間內作有效的混合，所以，如何在小尺度下達到均勻的混合，將是個非常重要的研究課題。

有鑑於此，本研究提出了僅利用親疏水特性之介面，作為驅動流體之唯一動力，而使得元件不需要連接外在混合幫浦裝置，以達到將所需功能整合在一個元件上之目的，實現隨身攜帶之功能，其微量化的功能性可以降低元件檢測成本，

可增加昂貴之樣品檢測之可能性、測試次數與成功率。進而利用流道中不對稱之交錯溝槽結構設計（asymmetric staggered grooved cavities）[15]，以達到高效能完全混合流體之目的。另外，由於在生醫晶片之平台上，微小化之元件受到表面張力與摩擦力的影響會相當大，因此吾人所採用的表面張力驅動之微流道元件，

首先觀察血液在無外力作用下，其在微流道內流動時之各種動態行為。其中，由

(16)

於驅使流體於微流道前進的僅有表面張力及重力，因此本研究將針對血液在具有傾斜角度下流動時，其血液之動態特性。然而，由實驗中，吾人發現血液在此條件下流動時，其速率的趨勢竟然與去離子水的趨勢完全相反！為此，吾人再透過理論分析，成功找出發生該特殊現象之主因。

此外，由於本研究是利用親疏水之表面特性，做為液體之驅動力，因此，也將針對矽晶圓超疏水表面之製備法做更深入之探討，因為超疏水的低表面自由能，將可以大大降低液體在其表面行進時所產生之摩擦力，實驗中，吾人成功將此特性整合至目前所設定之表面張力驅動元件之上，並進行去離子水與血液的驅動測試，發現其在流體驅動效能方面上與原先的設計相比較，的確有顯著的提升。

1.2. 流體驅動力

微混合器在設計上第一個會遭遇的問題，就是流體驅動的方式，以往對於驅動微液滴，主要利用下列三種方式來加以致動：

(1) 壓力梯度(pressure gradient)[16]：

利用不對稱的的加熱方式來改變蒸汽壓和表面張力，使得溫度梯度改變，

產生單一或多個氣泡來驅動微小流道中的液體，這樣的機構不需要其他機械般的運轉元件。如下頁圖 1.2.1 所示。

流體的流動的主要關鍵在於有沒有壓力梯度之變化，經過分析發現，在局部加熱，改變物體表面之蒸汽壓與表面張力後，會造成壓力梯度的改變，進而驅動液體前進，而蒸汽壓和表面張力的改變就是造成壓力梯度變化的主要力量。透過這樣的熱能和質量的傳輸系統，便能使得流體的傳輸變得方便許多。

(a) (b)

(17)

(2) 靜電力(Electrostatic)致動[17-20]：

本篇研究是關於球狀水珠在疏水性材料的表面的運動情形，其主要驅動力是靜電力，而提供靜電力的來源是在疏水性材料的下方，以微製程技術鋪設電極，

在時序電路開關控制器的控制下，依序將電路流通關閉，在流通電路後，產生靜電力以驅動流體。元件表面是疏水性的材料，在疏水層下舖設微電極，當微小體積的水珠滴附在表面上時，會以球狀的方式停駐在表面上，在欲使液體前進的路線上，依序開關微電極，改變其電極的正負，而電極與水珠之間的疏水層中會形成一微小電容，造成能量不平衡，使得液滴表面因感應起電，產生與電極反相之電能，而在能量平衡的作用下，液滴便往開通電極之方向前進，以達到平衡之電中性狀態，因此而有靜電力之產生，另一方面此球狀水珠會因為受到靜電力的影響，因而改變其與疏水性材料間表面張力，而增加其移動之能量。如圖 1.2.2 所示。

圖 1.2.2 靜電力致動液滴之原理與過程[19]

另外在靜電力致動下，液滴驅動前進的角度增加，後退的角度減少，當表面粗糙度達到一定程度後，在其上之液滴後退的角度亦開始增加，最後前進與後退的角度一起增加，而影響液滴驅動效能之磁滯效應也因而減小，因此增加疏水性表面之粗糙度，使原先之疏水性質更顯著，其接觸角更大於在疏水性表面，而達到超疏水性。在超疏水性表面上之液滴，可以充分加強液滴之驅動速度以及縮小驅動所需之電壓大小[18]

(18)

塗佈 AKD 蒸鍍 AKD 塗佈鐵弗龍電漿聚合物前端接觸角 160⁰ 160⁰ 166⁰ 170⁰ 後端接觸角 151⁰ 153⁰ 150⁰ 160⁰

驅動力 1.9μN 1.4μN 2.8μN 0.8μN 表 1-1 表面材料接觸角與相對驅動力[18]

(3)連續濕電(CEW)性質[21-27]：

以通電的方式來改變電雙層（Electric double layer , EDL）與表面張力的平衡。通常，在某一通電的系統之中，只要該系統有水或其它水溶液，那麼電雙層必定存在通電的電極與水溶液之間，其厚度大約為 10～100Å。然而，我們將待驅動之液體，置於充滿電解液之毛細管中，藉由透過兩端的電極，通電後藉由高低電壓差，會改變電解液的帶電離子的位置，使得待驅動之液體與其電解液之間的表面張力亦發生改變，而根據 Lippman＇s 方程式：

γ＝γ⁰－

(

₀

)

2 V V C −

其中 γ⁰：最大表面張力值(當 V=V⁰時) C ：電雙層單位區域之電容 V ：外加電壓值

由上式可知，電壓越大的地方，表面張力就會越小，因此待測液在電壓大之處，其表面張力越來越小，由能量平衡的觀念，任何的事物皆會往使其能量越小的地方移動，所以，表面張力大之處會往周圍表面張力小之處移動。因此，在施加電壓的情況下，待測液就會有一個趨勢往周圍移動。這樣的機制我們稱為連續濕電性(continuous electrowetting ; CEW)。其中 EW 的方式，如圖 1.2.3 所示：水直接與金屬電極接觸，流道底部以交錯的金屬電極構成，旁邊以疏水性之鐵弗龍來定義其流道邊界，讓儲水區為一正電環境，再依序對流道的金屬電極通入負電，如此，水便會由儲水區導入流道之中，其所需電壓值不超過1V。

(19)

圖 1.2.3 EW 致動液滴之過程[21]

1.3. 微液體混合器

在目前研究當中，微液體混合器主要分為兩種形式，一種是主動式(active) 之微液體混合器，而另一種為被動式(passive)之微液體混合器。所謂的主動式混合器，指的是該混合器需要外加能源或是設備來驅動在微流道中之致動器來達到增強混合之效果，而被動式混合器則是不需要任何外在之能量輸入或是設備來達到檢測試劑之混合，他是利用流道中設計各種不同的幾何結構，讓流體通過該結構之後產生紊流現象，藉以達成混合之目的。

主動式微型混合器的特色在於需外加如致動器、微閥門、微幫浦等主動式元件，施予外部能量擾動流場，提高混合效率。以下將對於各種主動式微型混合器之設計分別詳述：

1. 壓力型：

其外在驅動流體的方式為壓力波所造成，最常見的即為微幫浦驅動，

Glasgow和Aubry[28]採用T型式流道進行混合，並以週期性正弦波壓力驅動流體，如圖1.3.1 所示，研究最後以計算流體力學軟體(CFD)模擬，結果顯示，施予正弦壓力波可產生混對流之效應，該週期波的確可以干擾流場，而且當兩液體驅動相位差達180 度時可達最好的混合效果，另外Niu 和Lee[29]在十字型流道

(20)

內部同樣施以週期性壓力波進行混合，而該研究另一模式則於後段流道兩旁增加分支，類似多個十字型混合器綜合，如圖1.3.1. 下所示，多個側向入口將對主流道流體進行衝擊，增加混合效率。

圖1.3.1 壓力式主動混合器之兩旁分流設計。

2. 電磁力：

Suzuki 與 Ho [30,31]在流道中安裝導線，在通電之後形成電磁場，他利用了磁場隨時間改變的驅動方式，造成流場中依附承載有抗體的磁珠充分能散佈於流場中以篩選出目標抗原。在進行測試時，他運用了彎曲的管狀形狀，並配合外加磁場，將一些帶有磁性粒子的液體，藉由磁力隨時間的改變，造成磁性粒子擾動而達到快速混合之效果。為了確定磁性粒子在流場中充份混合，同時引入了最大李盼諾夫指數（The largest Lyapunov exponent, σmax）來鑑定流場是否存在混沌對流。

此外，Lu 等人[32]則設計數個磁性棒於流道內，並利用外部旋轉之磁力場為外加能源，推動微磁力致動式之轉子，此磁力致動式轉子可以達到快速混合混合之效能需求，元件為基底材料使用玻璃，流道成型在PDMS上，經由接合形成此微流體元件。此轉子不僅具有混合之效果，不同時間之流場混合圖如圖1.3.2.

所示，此時轉子轉動速率為150rpm，並且同時具有元件化之微幫浦在微通道中推

(21)

動測試液體之功能，如圖1.3.2所示，此時轉子轉動速率為300rpm。

圖1.3.2 應用磁場驅動磁棒進行多功能元件之設計

3. 電動力：

這種方法主要依靠電極驅動來干擾流場，通常需搭配帶電粒子或電中性特性之物質，Lee[33]等人所提出之主動式驅動混合器，他主要是利用介電泳原理技術，將去離子水跟離子混合，發現的確金屬電極具有干擾流場之作用，研究最後並使用模擬來佐證其混合現象。Oddy[34]等人使用相同原理，提供週期性交流電場來干擾流場，的確使得流體產生混沌對流之現象，如圖1.3.3.所示，研究結果發現，流體色階強度經週期性交流電場干擾三秒作用後，色階度相當均勻，代表混合結果非常良好。

圖1.3.3 電極式干擾流體進行混合之設計

(22)

4. 壓電震盪式[35-38]：

在Vivek 等人[35]的研究中，他使用壓電材料（PZT）來製作環狀扇形致動器（fresnel annular sector actuator，FASA），並置於混合槽底部。此致動器將產生側向聲波推力推動流體，使其不斷地產生相互碰撞，以增進其混合效率。

Yang 等人[36]在混合槽底部設置陶瓷PZT 材料，如圖1.3.4 所示。藉由通電於PZT 薄膜產生超音波震盪，加速流體混合。同時亦探討不同頻率以及不同位置的控制對於混合效率的關係。

圖 1.3.4 Yang 等人[36]利用混合槽下的 PZT 材料震動幫助混合

而被動型元件基本上不需施加任何外部能量，僅以流道本身或者內部幾何結構，引導流體流動，並設法增加流體間的接觸面積。因為在微米尺度下，流體的流動大多呈現層流之狀態，故只能藉由分子擴散效應或者混沌對流的機制來達到混合之目的。依照上述機制，大致可將被動式微型混合器之設計分類為下列四種:

1. 直線型：

其主要通常是由T型或者Y型單純的流道進行兩種流體的混合，在流體匯合處互相推擠產生混合，並且在流道後段利用其擴散作用進行混合，Gobby[39]等人利用計算流體力學軟體模擬不同氣體在T 型入口直線流道混合，並且調整兩入口流道角度為其變化參數，結果發現在兩流體進行混合時，其混合所需長度隨著初

(23)

始流速的增加而增長，角度的改變對於混合效率沒有影響，而流道的深寬比 (Aspect ratio)參數也影響混合所需的流道長度。Koch[40]等人設計兩種流道入口結構，利用縱向交錯排列流道結構，將兩種流體分別交錯注入進管道進行混合，則兩流體互相撞擊破壞彼此界面以進行混合。Ismagilov[41]等人則直接使用Y 型流道進行實驗，以探討兩流體之間的混合擴散機制，如圖1.3.5，實驗搭配顯微鏡觀察流道中螢光溶液的反應，他在截面上觀測有渦流的現象產生，並推導些許理論來對照實驗結果。

由上述可知，多數的直線流道微型混合器設計簡單，流道採直線排列，僅在流體匯合處之角度與流道寬度作改變或增加流道數目。因此於低雷諾數的狀況下，只能藉著流體彼此之間的擴散來混合，無法產生較強的流場擾動，混合所需時間較久，而混合長度也變得較長。如果待測流體具有可擾動性，例如磁性流體，

則能夠藉著在流道中通入磁場擾動粒子，藉以增強其混合效率。

圖1.3.5 Y 型入口直線型流道示意圖[41]。

(24)

2. 層疊型：

此類設計之概念是藉由多層的流道結構，使流體不斷地分開、疊合，增加接觸面積來達到混合效果。Schwesinger 等人[42]其微型混合器設計，如圖 1.3.6.

所示，即是利用雙層結構設計，將兩種不同液體經由疊加、分離等過程，增加不同液體的接觸面積，以增加液體間的相互擴散，實驗方法是將兩種不同液體由左右兩側匯流合成一股之後，再將之分流成上下兩股；如此，上下兩股中各有一半之不同液體。接著，被上下分開的兩股，再經由流道流至左右兩側，然後再次匯流於一股，再將之分成上下兩股流。如此，不斷重複上下分流、左右匯流的動作，

則此兩種不同液體將會以層狀交互相疊在一起，不斷累積液體之間接觸之面積，

增加兩液體間之擴散作用進而達到混合效果。此種方式所設計的混合器之平均流率約 10 μl/hr。實驗中顯示空氣與油的混合，需耗時 60 分鐘才能完全混合。

Branebjerg 等人[43]亦使用類似觀念，採用多次層疊的方法混合，如此不斷的分切與疊合，既可得到增加分子擴散的機會，達混合之目的。另一個概念則是使用分支流道的設計來進行混合。He 等人[44]在主要流道上設計了分支流道，且主要流道與分支間的角度呈45^o。當流體通過時，被分切為數股，可增加流體接觸面積並縮短分子的擴散距離。而在分支匯入主流道時，又可藉由破壞層流機制來增強混合效果。

圖1.3.6. 微型混合器以分流、疊合方式混合

(25)

3. 注入型：

Miyake 等人[45]在矽質基材上製作出一個2.2mm×2mm×330μm 之混合槽，

並將液體充滿於其中。另一液體則利用設置於槽底部400個大小為15μm×15μm 的微型噴嘴注入槽中。依據實驗，注入流量為0.75μl/s 時，可在1.2 秒內達成均勻混合之效果。Voldman[48]等人則利用微機電製程製作出微閥門進行混合，

使用懸臂板做為微閥門結構的開關，最初單一流體連續性分布在微流道內，而另一流體則利用控制懸臂板來讓流體進出，並調整流體流速，因而控制兩流體的混合接觸情況，研究最後使用螢光試劑來分析，並且定義混合長度與沿用的混合模式。

Knight 等人[46] 設計十字型之流體入口，如圖1.3.7 所示。先將液體B 由兩側流道注入，同時利用中央的微型噴嘴使液體A 垂直注射於B 液中。由於A液受到兩側B 液的擠壓，形成類似於光學聚焦的作用，可縮短分子擴散的距離，兩液體能在極短時間內混合。在實驗中，5nl 的微量液體僅需10 ms 的時間即可混合。

圖1.3.7 Knight 等人[46]所設計之噴嘴注入混合示意圖

4. 混沌對流[49-62]：

除了上述利用擴散效應來增加混合效率外，增強流體的對流作用也能加強混合效果。在低雷諾數下，流體因為呈現層流狀態，對流項在流體流動方向有著較

(26)

大的值，然而對於本身混合助益並不大，因此要想提高混合效能，則需要施加側向對流來影響流場，而所謂的混沌對流(Chaotic advection)則是經由外力或者流道結構來擾動流場，並對流體產生撕裂、摺疊、拉長、截斷等作用，藉此，便能大幅提升流道中之混合效率。

Wang 等人[49]在數值模擬中，設計多個圓柱形障礙物於流道中，且呈非對稱排列。結果顯示，在低雷諾數下，流體不易產生旋轉或渦流（vortex）的現象。

但於高雷諾數下，因受障礙物的影響，可改變流體的流向，增加側向混合的機會。

同樣地，Wong 等人[50]也在流道側壁設計凸塊以影響流體轉向。他亦指出，放置凸塊將有助於流體產生回流（backflow）與渦流，可增加流體間的接觸。

Mengeaud 等人[51]將流道設計為Z 字形（zigzag）彎曲，並配合Y型流體入口，

針對數種不同轉折數之設計進行實驗與模擬的討論。結果發現，在流道轉折處易造成流體旋轉，且經由不斷地彎曲可加強混合的效果。在高流速之下此現象越趨明顯，但在雷諾數低於80 時僅能靠分子擴散作用。

而，最著名的混沌對流混合器則是由A.D.Stroock[52-55]等人於2002年所發表，

以高分子聚合材料（PDMS）作為底材，並在流道中挖出週期性規則排列之不對稱魚脊狀凹槽結構（Staggered herringbone mixer , SHM），再以幫浦不斷推送液體，如此一來，當液體在通過此凹槽結構時，會因為受此凹槽影響，使得流體產生第三維度空間的螺旋運動，以造成混沌對流的效果，讓混合效率得以大大提升，如圖1.3.8 所示。此外。Kim 等人[56]又設計一個更為複雜的微型混合器，

在流道內放置分別左旋與右旋兩種螺旋形結構，可讓流體產生旋轉與撕裂等效應。並於流道側壁設計多個阻礙物，改變流況，加強拉伸與摺疊作用，如圖1.3.9 所示。

綜合以上文獻結果，雖然主動式混合器往往能提供較快速有效的混合效果，然而主動裝置的存在，往往造成製作成本高昂以及製作技術困難的缺點，同時，也因為所必須的外加能量源，使得整個系統所佔空間非常大，十分不便；因此以簡單之幾何結構設計，使流體根據流場特性進行混合之被動式微混合器，仍

(27)

舊被看好具有極高的發展潛力。

圖 1.3.8 (Ａ)週期性結構設計之魚脊狀微液體混合器結構示意圖 (B)、(C)為共焦顯微鏡拍攝之混合結果圖，流道剖面圖顯示經過人字形凹槽設定之循環數，及其相對應之各段液體混合結果圖。流場之雷諾數Re < 10^-2。

圖 1.3.9 Kim 等人[56]於流道中放置螺旋形結構之設計

(28)

1.4. 血液之理論與生物晶片之應用

在本研究中，吾人期望能將表面張力驅動的微流道應用在生物醫學領域上，因此吾人設定以人體的血液作為其工作流體，所以需要先行了解血液的各項性質，且血液中水的含量大約佔百分之九十以上，因此亦可應用於本表面張力驅動之元件上。

血液中含有多種成分(Formed elements)，如表 1-4-1 所示，包括紅血球 (Erythrocyte ; RBC)、白血球(Leukocytes)、血小板(Platelets)與血漿(Plasma)，但這些不同成分在經過離心或靜置一段時間之後，主要可分為兩個部分，分別為下層的血球，以及上層呈現淡黃色的血漿(Plasma)，如圖 1.4.1.所示。血漿主要的功用是負責輸送激素，其中含水約 90%、蛋白質 7-8%、礦物質 l%以及 l-2%的氨基酸、醣類、脂質、激素和尿素等。除了大部分的氧以及一部分的二氧化碳是靠紅血球攜帶外，其餘細胞所需要的物質與排出的廢物，都溶解或懸浮於血漿中，

以便運輸。大多數的血漿蛋白可以分為三大類：白蛋白(plasma proteins)、球蛋白 (globulins)以及纖維蛋白原(fibrinogen)。白蛋白是目前數目最多的血液蛋白，主要由肝臟製造。纖維蛋白原則是參與凝血反應。而所謂的血清(serum)則是血漿中再抽取掉一些凝血因子及纖維蛋白。

尺寸平均濃度(男/女) /μl 紅血球直徑 7~8μm (4.4~5.9)×10⁶/(3.8~5.2)×10⁶ 白血球直徑 7~20μm (3.8~10.6)×10³/(3.6~11)×10³ 血小板直徑 2~4μm (150~440)×10³/(150~440)×10³

表 1-4-1 血液中的成分[63-64]

(29)

圖 1.4.1 血液於離心之後之分佈圖。主要分為上層之血漿，以及下層的血球。

一般而言，流體主要分為牛頓流體(Newtonian fluid)與非牛頓流體

(Non-newtonian fluid)兩種。所謂的牛頓流體，指的是黏度不隨速度而變，亦即剪切率(shear rate)與剪應力(shear stress)成正比之流體，而其速度分佈呈拋物線形。大部份流體如水、酒精、空氣等屬於此類。而非牛頓流體指的是應變率與剪應力不呈線性關係之流體。許多高分子熔融物，如油漆、血液、油脂、澱粉溶液、

蛋白醬、洗碗精、人造奶油…等均具此一特性。此種流體在應變率γ 增加時，其所反應之剪應力τ 增加之幅度持續減小，而其黏滯力μ則隨之變小，稱之為擬塑性流體(Pseudoplastic fluid)，如圖1.4.2所示。例如油漆則是最常見的擬塑性流體，它在靜止時，其黏度非常濃稠，原本的黏滯度非常高(γ 很低)，但在經過攪拌之後，黏度會變低(γ 增加)，因而可以容易流動，方便我們塗佈於牆上，此即為擬塑性流體之典型例子。

圖1.4.2 擬塑性流體(Pseudoplastic fluid)之剪切率與剪應力間之關係圖。

(30)

而談到血液，其最主要的基本流體性質分別為剪切率以及黏度，以下先針對此兩大性質分別詳述：

1. 剪切率(Shear rate)：

剪切率的高低與血流速度、血管管徑有關；管徑相同時，流速越快、剪變率越高；流速同時，管徑越細，剪變率越高。在同一血管內，管中央的血流速度最快，但剪切率最低，近管壁處血流速度最慢，但剪切率最高，所受剪應力也最大。

臨床和實驗研究均證實，血液從較粗的血管流至較細的血管時，平均剪切率是增加的。

2. 黏度：

全血黏度的高低與血漿蛋白濃度有很大關係，許多血漿蛋白異常的疾病都可以表現出明顯的高黏滯症狀，由於血漿中蛋白含量的異常升高，使血漿黏度明顯升高，進而使血液黏度升高。另外，血漿蛋白的增加也可以導致紅血球的聚集，

特別在低剪切率時更為明顯，從而造成全血黏度的升高。此外我們還必須了解血漿黏度：血漿黏度升高則血液黏度就高，它反應了體內生物大分子物如血糖、血脂、纖維蛋白原、蛋白質等含量對血液黏滯度的影響。

影響血液黏度的因素：

1. 血容比：

血容比 (Hematocrit, HCT 或 packed cell volume, PCV 或 erythrocyte volume fraction, EVF) 的定義為血球在血液中所佔的體積，這是一般血液檢驗中基本的項目之一，他可以簡單的反應出人體血液中紅血球的狀態以及病患的生理狀況。

通常當血容比值偏低時，表示可能有貧血、出血、營養不良、骨髓功能不佳、溶血問題、類風濕性關節炎、肝硬化、甲狀腺機能亢進、體液太多或血癌(白血病)，

而，當血容比值偏高則可能有紅血球不正常增生問題。此外，在脫水的狀態下(如燙傷、外傷、手術)，血容比也會上升。通常成年男性約略在 40%~52%之間，而成年女性約略在 35%~47%之間。若是定義水的黏滯度為 1 時，全血的黏滯度約為

(31)

3.5~5.4 之間，這表示讓水和全血通過相同管子時，全血所需的壓力為水的 3 倍。

一般而言，血液黏滯度會随血容比增大而升高，因為當紅血球之含量越來越多時、血容比逐漸增大，則血液相鄰各層間的摩擦力也越大，紅血球間碰撞的機會增加，因此，黏滯性也就跟著高了起來。故紅血球為主要支配著血液黏滯性之因素。通常，可以通過多攜帶氧來改善組織的慢性缺氧狀態，但實際效果並不理想。血容比增加可使血液粘度顯著升高，在血壓不變的情況下，血流速度將減慢，

流量減少，最終又導致氧運輸量減少。因此，應尋求比容和粘度這兩個因素的最適宜配合，亦即運送氧的最佳比容。事實上，最佳比容是比容與黏度比值最大時的比容，此時，氧的運輸量最大。

2. 纖維蛋白原：

血漿蛋白中，對血液粘度影響最大的是纖維蛋白原，其濃度雖然較小，但分子量較大且呈不對稱的長鏈形，因而能產生較大的阻力。而且由於其橋聯作用增強，可使紅血球聚集性增高，致使血液在低剪切率下的黏度顯著升高。如圖1.4.3 所示。

圖 1.4.3 血液血容比在不同剪切率下對黏滯度之影響[65]

3. 紅血球：

(32)

a. 聚集性(aggregation)：紅血球聚集性是血液的一種正常屬性，其生理意義在於出血時，聚集的紅血球使血液更易凝固。促使紅血球聚集的主要因素是血漿中具有多種的大分子蛋白質，其中較大的纖維蛋白質由於結構上的不對稱，因此當血液以很低的速率流動時，蛋白質會具有吸引的力量將紅血球吸附在蛋白質上，

雖然紅血球的細胞膜本身帶有負電，相互之間會互相排斥，但蛋白質的吸引力量大於排斥力，因此蛋白質會像橋一樣架在每一個紅血球之間，此種吸附紅血球的行為被稱為 “架橋＂(Bridging) ，最後當蛋白質將紅血球連貼在一起，架橋越架越多使得紅血球形成錢串的堆疊結構。其中，將紅血球串聯在一起的最主要就是靠血漿中的纖維蛋白原來達成。而，許多錢串的聚集體可能會聚集成更為複雜的團塊，這將會使得血液黏滯力顯著升高，一般將這類粘度稱為結構粘度 (structural viscosity)。然而，多數情況下紅血球的聚集是可逆的，也就是說，當血流流速度加快時，聚集的紅血球團塊在不斷增大的剪應力作用下，可使聚集的紅血球逐漸分散，變形和向軸集中，這些變化都能降低血液的黏滯力，讓流動阻力大大降低。但是，當剪切率超過 200 s^-1 時，上述變化已經達到最大限度，不可能再隨剪切率增高而繼續改變，此時，血液黏度不再降低，而呈現出牛頓流體的黏度特徵。因此，血液會表現出比一般非牛頓型流體更為複雜的流變學特徵。

如圖1.4.4 (a) 所示，血液在低剪應力下易呈現錢狀堆疊結構，造成血球成塊的凝滯，影響血液的流通，高剪應力則會使得血球不正常延伸變形，影響其原有之生物機能（圖1.4.4 b）。

圖1.4.4 血液於不同剪應力作用下之特徵。(a) 低剪應力下呈現錢狀堆疊。(b) 高剪應力下血液將不正常延伸變形。

(a) (b)

(33)

b. 變形性(deformability)：指在外力作用下，紅血球能很快地改變形狀，而在外力撤銷後又能很快復原的特性。血液流動時紅血球的變形是一種複雜的被動運動，流動的紅血球在剪應力的作用下，不僅出現隨流線拉長與取向而且還伴有旋轉。紅血球旋轉時，首先是膜在剪應力作用下旋轉，然後帶動胞漿旋轉，這酷似坦克車履帶的運動方式，這種運動方式，使紅血球很容易變形而適應外部流場，

減小紅血球對流場的干擾，從而使流動阻力降低。膜的流動性主要有賴於脂雙層中膽固醇與磷酯的正常比值；當膽而固醇與磷酯的比值增大時，膜的流動性降低，硬度增大，紅血球的彈性降低，所以變得較不易變形，如：冠心病、糖尿病、

高血壓及高脂血症等患者血膽固醇濃度明顯增高，使的紅血球細胞膜膽固醇與磷酯比值增大，膜流動性降低，變形性減弱。

當紅血球平均體積增大或形狀不正常時，黏度也會隨之增高。如惡性或鐮刀狀貧血，這些患者將因巨大或異變的紅血球使的黏度增高，甚至抵消了因紅血球數量明顯減少所引起的黏度降低量。

4. 血小板：

就數量、體積而言，血小板對血液黏度的影響並不大，但血小板有十分活躍的粘附、聚集與釋放許多活性物質的功能，這些生理功能的狀態決定了血液的凝固性，凝固性越高，相對的其血液黏度也越高。血小板在較高剪切率下可被啟動其機制，由橢圓形變為腫脹的球形並形成偽足，這種形態上的改變有利於血小板的粘附和聚集。在一定範圍內，血小板的粘附、聚集等生理功能隨剪切率增高而活躍。微血管內紅血球的向軸移動最終將形成紅血球軸流，從而將較小的血小板推擠向血管的邊緣區域，因此，近管壁處血小板濃度遠較管心處高，加之管壁處的剪切率高，血小板受到的切應力大，至使大量血小板被啟動，發生粘附和聚集作用。

(34)

5. 膽固醇：

膽固醇含量增多時，不僅能使血液黏度增高，更為重要的是，膽固醇過多干擾了紅血球膜脂類物質的更新和交換，使膜膽固醇增大，膜流動性降低；此外，

過多的膽固醇還可遮蓋膜上的部分負電荷

由於血液在生醫檢測上的應用非常廣泛[71-80]，許多的症狀皆可透過血液的檢測來加以判定，目前也有許多的相關元件被開發出來，並將各種分析中所需的微幫浦、微閥門、微過濾器、微混合器、和微感測器集中整合在一塊晶片上。

2003 年 C. Pozrikidis 對血液血球相關文獻整理匯集成書[66]，主要為探討細胞彈性之模型跟模擬，其中主要討論紅血球及其黏滯係數流動速度等各種計算式。2005 年 Suman Chakraborty 及Bouaidat所提出之理論，為血液在毛細管中之動力系統之計算方式[67,68]，提出了利用力平衡式所得到之系統方程式。2005 年 Sandro De Gruttola 等人，以旋轉方式作為分離血球及血漿之方式，在其分離之模型中，密度是影響其分離之最重要因素，並計算每顆血球因密度不同而流動時所受到之黏滯力之影響，最後考慮到血液為非牛頓流體時對血液黏滯性所作出修正。[69-70]。

2006 年 Dong Sung Kim 等人所開發之晶片，即為一簡單結構以及可量產之方式所製作出之晶片，如圖 1.4.5 所示，結合了微流道、微混合器及微過濾器，

將兩種不同的檢測藥劑分別與血液混合，利用反應後血液凝固時無法通過微過濾器，進行最後結果的交叉比對，藉此可以迅速得知血型。[71]

而L. Riegger[72]等人在 2007 年則是發展了一套血容比迅速檢測系統，他利用微機電製程將微流道製作於 CD 片上，接著，只要將病患的少許血液滴於入口區，再將它放置於一般的光碟機之中運轉，如此，便能很快得知其血容比。這套系統最大優點不僅可以降低成本，同時也可以省去傳統離心機之檢測時間。

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圖 1.4.5. Kim 等人[71]所開發之可拋棄式微流體塑膠晶片，可以在短時間內判讀其血型。

圖 1.4.6 L. Riegger 等人[72]於 2007 年所開發之血容比檢測系統

1.5. 製備超疏水表面之方法

一般而言，在自然界中只要談到超疏水這個名詞，自然就會聯想到出淤泥而不染的蓮花。因為蓮葉表面從具觀來看雖然與其他植物的葉子相差無幾，但是，

許多科學家卻發現落在蓮葉上的雨水，總能輕易的形成水珠，只要稍加傾斜，水珠便會很快的滾落，同時，滾動的水珠也會順便把一些灰塵顆粒一起帶走，而達到潔淨的效果，如圖1.5.1.所示。為了探究其原因，1997年德國一名植物學家 Wilhelm Barthlott [81]針對這個特殊現象進行了一系列的實驗，便發現了蓮花的超疏水（Superhydrophobicity）以及自我潔淨（Self-Cleaning）[82]之特性，

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從此，「蓮花效應」(Lotus Effect)一詞便應運而生。而從微觀的角度觀察蓮葉的表面之物理結構，會發現蓮葉的表面上具有大小約5~15μm突起的表皮細胞 (Epidermal Cell)，而表皮細胞上又覆蓋著一層直徑約1 nm的纖毛狀蠟質結晶 (Wax Crystal)。因為蠟質結晶本身的化學結構乃屬於飽和碳氫化合物，極性較低，故具有較低的表面能，所以當水與這類結晶表面接觸時，會因表面張力作用而形成水珠，再加上蓮葉表面無數的細微結構，使得底部具有一空氣層，好像在蓮葉的表面形成一個氣墊層，外來的污染物或是液體無法完全沾在蓮葉上，減少外來物與葉面的接觸面積，因此形成了所謂超疏水表面。

另外，在生物界上也有一個非常知名的例子，就是被譽為池塘中的溜冰者～

水黽。大陸中科院化學所江雷與其博士生高雪峰在 2004 年揭開了水黽“水上輕功＂的奧秘，這項結果揭示了水黽為何能夠毫不費力地站在水面上，並能快速地移動和跳躍，腿也不會因而沾濕？一般學者都會認為這種水上特性，依靠的是水黽腿上分泌的油脂，為了驗證此事，江雷等人做了一個人工的水黽腿，並在上面涂了一層蠟。這條腿能夠讓水黽在水面上靜止一會兒，但卻不能經得起水的波動。事實上，水黽腿部特殊的微奈米結構才是真正原因。藉由高倍數顯微鏡頭中，

可以發現水黽的腿部有數千根按同一方向排列的多層微米尺寸鋼毛，這些像針一樣的微米剛毛直徑大多不足 3μm，其表面上會形成螺旋狀奈米結構的溝槽，如圖 1.5.2.所示，而使得吸附在溝槽中的空氣會形成氣墊（Air Cushion），這就是所謂的超疏水表面。

圖 1.5.1. 雨水於蓮葉上之超疏水現象

(37)

水黽便是利用這種特殊結構，將空氣有效地吸附在這些同一取向的微米剛毛和螺旋狀奈米溝槽的縫隙內，在其表面形成一層穩定的氣膜，阻礙了水滴的浸潤，因此，水黽的腿能排開 300 倍於其身體體積的水量，而僅一條腿在水面上的最大支持力就能達到了身體總重量的 15 倍之多。正是這種超強的負載能力使得水黽能在水面上快速的行走或奔跑，即使在狂風暴雨和急速流動的水流中，既不會被打濕也不會沉沒。

然而在超疏水製備的研究方面，目前主要有兩種方式，一種是利用化學方法，改變表面的化學性質以降低其表面自由能，藉以提高接觸角，另一種則是利用物理的方法，簡單的說就是增加表面的粗糙度。而，在化學方法中，氟因為原子半徑小且為電負度高的元素，吸引電子的能力很強，再加上能與碳形成非常穩定的共價鍵，是降低表面能最有用的元素。Hare 等人.(1954)指出表面能會隨著氟被其他元素（如碳、氫）取代而增加，順序分別如下：-CF³＜-CF²H＜-CF²＜-CH³

＜-CH²，然而即使-CF³ 表面接觸角也僅有 120°，因此要想製造超疏水的表面，

除了利用化學方法降低其表面自由能之外，還可搭配增加表面粗糙度方能達到更佳的效果。

對於一般超疏水表面的製備方法，其表面結構通常不具規則性，無法利用簡單的幾何參數描述該表面，需利用間接的方式才可計算出表面的粗糙度，對於理論接觸角的估算較不方便。若要根據表面的結構設計超疏水表面，有明確幾何參圖 1.5.2. (a)水黽腿部刺穿水面影像，接觸角為 167° (b) 水黽腿的無數細長微剛毛 (c) 單根剛毛上精細的螺旋狀奈米凹槽結構。

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數的表面結構是必要的。一般而言，製備多孔性薄膜的方法很多如：溶膠-凝膠法[84,85] (Sol-Gel)、有機無機混合法[86-89] (hybrid)、化學氣相沉積法 [90-93]、氧化還原法、微影法等等，或者藉由電漿蝕刻(Plasma)、壓印、濕式蝕刻[94,95]、等方法來破壞材料表面形成微細孔洞，藉以增加表面粗糙度使接觸角上升。以下將對各種製造方法與原理加以詳述。

(1)溶膠-凝膠法（Sol-Gel）[84]

其製作過程是讓無機烷氧化物中≣Si-OMe經水解成為≣SiOH，再兩兩脫水縮合形成(SiO)x 固體；通常以三甲基矽氧烷(TEOS)作為單體，在水或醇類溶液中，

水解縮合形成SiOx 溶膠，就是SiOx團聚物上帶有許多氫氧鍵利用本身帶弱電性懸浮在溶液中，又可稱為colloid silica。將上述溶膠再加入交聯劑及催化劑，

塗佈後加熱給予反應所需能量，其硬化後表面為硬脆的粉體堆疊的型態。

Sol-Gel 製成的薄膜因表面帶有許多氫氧基通常都是親水，要使薄膜帶有疏水性，將親水的無機烷氧化物表面之官能基改質，成為疏水性之氟化物官能基，

使得此溶膠在水解縮合後，表面帶有氟化物官能基增加表面的疏水性。溶膠粒子大小是決定粗糙度的關鍵，無機烷氧化物在反應過程中可藉由改變反應物濃度、

溫度、時間、酸鹼值、催化劑種類與含量以及水含量等反應條件來控制，粒子燒結後的表面型態，如圖1.5.3 為將NH⁴OH /MTMS (N)、H²O/ MTMS (H) 與

MeOH/MTMS(M) 以不同莫耳數比混合，燒結硬化後形成之表面型態。

此方法的優點在於：材料本身就是多孔性物質，容易製作出奈米及孔洞結構；同時，可以藉由改變反應條件之濃度、溫度、時間、催化劑種類及含量以及水含量等變因來控制生成粒子之大小，如此便可以得到明顯的粗糙度改變；但此法的缺點在於：二氧化矽溶膠本身含有相當多的氫氧鍵，一定要經過氟化物改質才能成為疏水材料；膠體粒子需經過水解縮合的製程做出，過程相當複雜有許多需要掌控的變因，導致粒子的大小難以控制到相同的範圍，使得後續實驗的再現性很難達到；實驗中溶膠需經過高溫處理才能成膜，這對許多電子產品而言無疑是難以

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適用的；粒子之間的鍵結面積太少造成容易受到外力損壞，雖然耐熱性相當高，

但硬度、磨耗等機械性質較差。

圖 1.5.3 以 Sol-Gel 法製備超疏水表面。分別以 NH4OH /MTMS (N), H2O/MTMS (H) 及 MeOH/MTMS(M) 製備氣膠之 SEM 形態學:(a)低觸媒濃度 N=4.25×10-2, (b)高觸媒儂度 N=3.5×10-2, (c) 低 H2O/MTMS 莫耳比 H=2, (d)高 H2O/MTMS 莫耳比,H=8, (e) 低 MeOH/MTMS 莫耳比, M=3:5 and (f) 高 MeOH/MTMS 莫耳比, M=14.)

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(2) 有機無機混合法[86-89]

有機無機混合法(Organic/Inorganic Hybrid)是近年來高分子實驗發展的趨勢。學者認為可利用有機物質通常較不耐熱的性質，將有機材料(通常為有機高分子)與無機物(二氧化矽、三氧化二鋁等溶凝膠溶液)以適當之比例混合，形成一均勻溶液，塗佈於基材後利用加工製程控制使其產生相分離，再經高溫裂解，使有機物氧化，再經高溫燒結留下多孔性結構。由於此方法所做出來的粗糙表面是無機物所組成，硬度較高(有實驗數據達到9H)，但實驗中如何使無機物均勻懸浮在有機高分子中，以及如何控制製成使其相分離的程度達到可製造出均勻的孔洞等是此方法成功的決定因素。但此方法由於製程溫度較高(通常為200~500

℃)會受限於前一步驟之最高可承受溫度。所以在許多產業中並不適用。

上述溶膠-凝膠法及有機無機法，僅是造成表面粗糙化的方法，若要得到超疏水表面，必須在搭配上表面改質處理，韓國學者Dae-Hwan Jung[89]等人對表面改質劑加以研究，提出以帶有含氟結構之高分子層以化學鍵結方式附著於粗糙化二氧化矽表面，可藉由表層分子之超低表面能(7.8 dyn/cm)與基材本身的表面結構得到超疏水表面，且當材料表面分子的表面能越低，材料表面粗糙度變大對接觸角增加的趨勢會越明顯。

(3)氧化還原法[96-97]

陽極金屬基材經電解而解離離子、電子，於表面製備成一氧化金屬粗糙表面，或陰極表面還原成金屬而附著於其上（如圖1.5.4），電極材料多為鋁基材或其他貴金屬之處理，均勻性、附著性佳為其優點，需注意氧化還原電位（電極材料特性）、時間控制等會影響表面型態是否為連續、緻密粗糙結構，另耗電量大、成本高為其缺點。

(41)

(4) 微影法（Lithography）[98-102]

先將基材覆上一層光阻，再覆蓋事先成像（Pattern）之光罩來進行曝光，經移除光罩、顯影後，基材表面之微結構圖案即形成，此法可利用不同之圖案來製備出多樣化的表面微結構，如圓形、正方形及長方形，甚至微結構深度等都可有效控制，現有討論粗糙度與表面接觸角之關聯性的文獻報導中多採用此法來製作出各式各樣之粗糙表面。

例如：Bico et al.[100]利用微影技術製作特定的表面結構，討論不同幾何形狀和接觸角大小的關係。該實驗設計了三種圖形，分別是孔洞、柱狀突起與條紋。結果發現，接觸角只和表面固體覆蓋率（Φs）有關，和形狀無關，而Φs 越小，接觸角愈大。另外Öner [101]做了幾種不同高度，不同接觸面積的方形柱狀突起（square post）的疏水性表面，量測前進角與後退角時發現，方形面積分別為16μm×16μm 與 32μm ×32μm 時，當高度由20μm 提高到140μm 對其前進角與後退角幾乎不會造成影響。但若固定高度為40μm 時，方形面積從2μm

×2μm 到128μm ×128μm 時發現，在128μm ×128μm 和64μm×64μm 時前進角與後退角有很明顯的下降，而且以128μm ×128μm 的角度最小。Yoshimitsu et al.[102]也利用微影蝕刻技術製造不同粗糙度的表面，經過SAM 的改質製作具結構性的超疏水表面。發現水的滑動角（sliding angle）會隨著水滴變大而變小，

圖 1.5.4 以氧化還原法製備超疏水表面[96]

(42)

而就表面形狀而言平行於滑動方向的圖形滑動角會比垂直於滑動方向的圖形來得小。Jopp et al. [103]在PDMS 上製作圓形及方形的孔洞與突起，測量其前進角與後退角，觀察幾何形狀引起液滴從Wenzel 到Cassie 的過渡情形。

圖 1.5.5 Öner 等人[101]以微影法製備超疏水表面

(5) 化學氣相沉積法(Chemical Vapor Deposition, CVD)[90-93]

化學氣相沉積(CVD)，將反應物氣化擴散至基材表面，藉由反應物與基材間化學反應，使生成物沉積於基材表面，得到一緻密粗糙表面，由於表面生成物與基材有化學鍵結，故其耐久性較佳。目前學者Xi Zhang[91]用此方法做超疏水表面，使用黃金為蒸鍍材料。平坦的黃金接觸角約為95°。將Ag/AgCl 以-200mv, 蒸鍍在經過poly (diallyl dimethyl ammonium chloride)(PDDA) 與

poly(4-stylene sulfonate) (PSS)處理過的ITO 玻璃上，在經過2000 秒的蒸鍍，所造成的粗操表面使接觸角可達156°，經過40 分鐘處理接觸角可達172°。

此方法做出來的材料固然有很好的自清潔效果，但設備成本過高為其缺點。

(6)電漿法（Plasma）[104]

電漿蝕刻法(Plasma)是將氣體分子以高溫、低壓環境激發，釋放出高能量離子、電子及自由基等混合物質以高速撞擊基材表面，由於帶著很大的能量撞擊材料表面，除了對材料造成蝕刻效果之外，會對表面分子產生化學鍵結。可藉由選用氣體的種類，使表面產生不同的官能基改變影響材料表面的性質。若選用含有

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較低表面能氣體(如CF4)，則可直接得到一疏水性表面。另外，改變作用時間長短會影響基材表面粗糙程度。選用含氟氣體與控制時間長短就可以製造出蓮花效應之表面。此方法沒有產生廢棄物，只需要很簡單的步驟，有製程乾淨、快速、

節省能源等優點

此方法較前述方式乾淨、快速、省能，且可形成較緻密且連續之粗糙面，作法為將氣體分子經高溫、低壓製程後而激發、釋放解離出之高能量離子、電子及自由基等混合物質在高速下撞擊基材表面所形成之粗糙面，如圖1.5.6.所示。要注意的是，作用時間長短會影響基材表面粗糙程度。若選擇氣體為含有低表面能材料（如氟化物）之物質，則可直接得到超疏水表面，而此方。法受限於腔體

（Chamber）之容量大小，故較適合小面積基材之表面改質處理。

圖 1.5.6 以電漿法製備超疏水表面[104]。

(7) 奈米碳管製備[105-106]

由於奈米碳管本身具有自行組裝的性質，在製備的過程中，分子會朝向規則方向排列在材料表面，形成像蓮葉表面一般的纖毛結構，且其排列方式可以比蓮葉更加具有規則性，即使其材料本身並非疏水性材料，由於結構達到可使液滴滴在材料表面時，液滴受結構撐起之氣墊支撐，而具有超疏水性。Kenneth K.S. Lau [105]等人提出以單壁奈米碳管豎立於材料表面，以相當高規則性排列於表面上，如圖1.5.7 所示，在表面未改質情況下，其接觸角即可達到161°。以及中國的學者Lin Feng[106]等人以親水性高分子材料(Poly(vinyl alcohol)) 複製氧

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化鋁規則性的長條狀孔洞，而得到纖毛狀的表面，如圖1.5.8 所示其表面接觸角高達171°。

圖 1.5.7 奈米碳管排列情形及其與水滴接觸情形[105]

圖 1.5.8 PVA 纖毛表面結構及截面結構[106]

由此可知，表示無論是親水性或疏水性材料，只要改變其表面結構達纖毛狀排列，使表面與水滴接觸面是一個個的針點，表面與水的接觸面降到最低時，便可以非常容易得到超疏水表面。