气动阀控微液滴产生系统的优化

可控微米尺寸单液滴产生技术已经应用在包括有机光电材料器件打印、3D打印、组合化学等多个科学技术领域[1-3]，特别是在生物医药领域，微液滴产生作为重要的微量样本施加技术，被成功用于实现DNA微阵列(microarray)以及人类基因工程研究[3]. 对于样本特别稀少或者珍贵的情况，微量样本施加技术不仅降低样本用量从而降低成本，而且样本微米化导致的界面- 体积比增加有助于提高生化反应的速率. 微液滴产生也为药物施加和制作提供了更加有效的技术选择[4]. 近20年来，生物细胞打印和组织工程领域的快速发展更是为基于微液滴产生的样本精确施加技术开拓了新的广阔的应用前景[5-7].

1) 静态分析是进行下一步动态模拟的基础，即首先确定系统模型在重力、浮力及水动阻力等作用下是否能够达到静平衡，若可以则进行下一步动态模拟分析。

生物医学样品的施加可以通过改装商业喷墨打印机实现，常见的商业用微液滴阵列产生技术包括热泡式、压电式、静电式等[2]. 热泡式喷头的液滴产生原理是利用电加热元件在几μs内迅速升温到300 ℃，促使喷嘴底部的液体汽化成气泡，气泡形成时所产生的压力使一定量的液滴克服表面张力被挤压出喷嘴. 热泡式虽然具有液滴产生频率高、控制简单、易于集成等优点，但是热泡产生时的高温可能会对细胞或其他生物活性材料产生损伤[8]. 压电式或静电式喷头的工作原理是对压电或静电器件施加电压信号，使其产生机械形变挤压与之接触的液体，从而将液体喷出形成微液滴. 基于压电和静电的商业打印机也被用于生物细胞的打印[5,9-10]，通过改装商业用喷头实现生物医学样品的施加还需面对喷口堵塞不易清除、不易无菌化处理等难题[8].

学习最终是学以致用，良好的学习知识方式是离不开社会环境下的实践环节的。加强社会相关实践活动的教学将是改善教学方式的好方法。

硬度测试：同样取样自来水与净化水、水量相等。各滴入硬度试剂两滴，自来水瞬间呈粉红色，而净化水则呈现蓝色，说明净化水硬度更低，苏泊尔R9713净水机的软化效果明显。

生物医学样品的施加也可以选择专门设计的单喷头，其中最常见的是采用压电驱动技术[11]，其最大的优势是可以实现极高的液滴产生频率(高达30 kHz). 基于螺线管微阀(solenoid based microvalve)的单喷头在生物打印中也得到广泛的应用[12]，高速微阀反复开启/堵塞喷口可以实现较高的喷射频率(100～1 000 Hz)，并适用于较宽泛的流体黏度. 但是基于微阀产生的液滴尺寸较大，影响打印分辨率[13]. 与传统的螺线管微阀不同，基于气动阀控的微液滴产生技术中，喷口始终开启，喷口处的疏水性阻止液体渗出. 利用储液腔外部高速电磁阀快速打开与关断，产生气体压强脉冲进入储液腔，迫使腔内液体从喷口喷出，形成微液滴(相比之下，传统的螺线管微阀的微液滴产生中，受高速螺线管驱动的活塞直接控制喷嘴处的通断；而储液腔始终处于高压下)；气体随后经放气管排出，恢复储液腔内气压平衡. 气动阀控微液滴产生装置工作原理简单，可喷射液体的黏度范围和温度范围都很宽泛，而且储液腔内没有机械运动部件. 最近，有研究者设计并搭建了基于气动阀控微液滴产生系统，并把该系统用于细胞的打印实验[14]. 经初步验证，系统实现了稳定的单液滴产生，液滴大小均匀. 值得注意的是：该系统实现了接近100%的细胞成活率，明显高于多种其他微液滴产生方法，使其成为有潜力的生物医学样品微量加样技术选择. 由于液滴喷射状态与储液腔内气体动力学特性有关，系统的稳定喷射频率低于25 Hz. 我国西北工业大学、日本和加拿大几所大学的研究小组利用类似的气动阀控装置产生微金属液滴，喷射频率通常在5 Hz以下[15-18].

为了能够大幅提升系统的工作效率，本文研究了储液腔体结构、电磁阀控制对该系统最高稳定液滴产生频率的影响，通过缩小储液腔体积和缩短电磁阀开启时间，最高液滴产生频率大幅提高至80 Hz，这一频率与通常电动平移台可以很好地匹配，使得该系统成为实验室用生物医学精密施加样品的优良选择. 基于改进后的系统，本文还对液滴初速度、液滴直径等的主要影响因素做了初步研究.

1 气动阀控喷射系统设计与实现

类似文献[14]中介绍的系统图和工作原理，如图1所示，气动阀控微液滴产生系统包括储液腔体、喷嘴、气路(包括调压阀、电磁阀、排气管和放气管)和检测装置(包括LED灯和CCD相机)等.

图1 气动喷射装置示意图
Fig.1 Schematic of pneumatic injection device

高压气体在电磁阀快速开关的作用下形成短暂的气压脉冲，气压脉冲沿气路进入储液腔，在其内产生正的压强，迫使液体从喷口喷出形成液流(jet).

糖尿病是最常见的内分泌代谢紊乱性疾病之一，其中90%以上的糖尿病为2型糖尿病[1]。目前，糖尿病的发病率逐年上升，我国糖尿病患病率从1980年的0.67%上升至2013年的10.4%[2]。随着我国社区卫生服务的应用及推广实施，使多种慢性病管理都可以在社区或家居中进行，给社区患者带来了方便快捷的服务。在本次研究中，针对社区2型糖尿病患者在常规治疗的基础上增加舒适型管理干预，观察其临床效果。现报道如下。

图2 储液腔体的亥姆霍兹共振
Fig.2 Helmholtz resonance of the reservoir chamber

如图2(a)(b)所示，电磁阀关闭后，储液腔体通过T型接头和排气管连通外界大气. 这个结构可以近似地看成一个亥姆霍兹共振腔. 气压振荡频率为

f0=c2πS(l+0.8d)V

(1)

式中：c=343 m/s，为声速；S、l、d分别为放气管的截面积、长度和直径；V为共振腔的容积[19]. 以优化前的原型系统为例，储液腔体体积约30 mL，排气管内径4 mm、长度80 mm. 图2(c)给出的是一个液滴产生周期内储液腔内气体压强(本文中如不专门注明，压强均为相对大气压的压强)随时间的变化关系，测量通过高动态响应压强传感器实现，最短响应时间可达10 μs. 可以看出：在一个液滴产生驱动信号后，电磁阀导通约9.00 ms，储液腔内压强增加并达到峰值，随后过冲为负压. 压强随时间振荡，幅度逐渐衰减，符合亥姆霍兹振荡的物理模型，振荡频率约100 Hz，最后腔体内外气压会趋于平衡. 根据腔体实际几何尺寸由式(1)计算出的理论振荡频率(约120 Hz)基本一致. 正压使液体从喷嘴喷出形成液带，而负压有助于液带断裂形成液滴，并促使未断裂的液带重新返回储液腔内[17]，从而有助于减少卫星液滴的产生. 分析该原理可知，气动阀控式微液滴产生系统在产生微液滴的过程中，腔体内正压强过程和负压强过程同样重要. 从图2(c)可知，储液腔体内外气压基本恢复平衡需要3～4个振荡周期. 测试中发现，当液滴产生频率超过25 Hz时，液体就会在喷口附近堆积，形成1～2 mm直径的悬挂液滴，阻碍微液滴的喷出. 推测：如果相邻2个液滴产生驱动信号的时间间隔过短，在储液腔内气压尚未恢复平衡之前即施加下一个气压脉冲会导致不稳定的状况. 为了提高微液滴产生频率，提高储液腔内亥姆霍兹振荡频率，从而缩短储液腔内气压恢复平衡的时间是主要技术途径.

2 储液腔体结构和气路的优化改进

分析式(1)可知，缩小腔体的体积、缩短放气管的长度、增加放气管的内径等都可以达到提高亥姆霍兹振荡频率的目的. 实验发现，如表1所示，虽然缩短放气管的长度(从80 mm减至54 mm)和增加放气管的内径(从4 mm增至5 mm)都可以提高亥姆霍兹振荡频率，但是仅提升20%左右，而且相应的耗气量会增大20%甚至更多，说明这2种方法效率很低. 而缩小腔体的体积可以在减小耗气量的前提下，使频率提升接近100%，提升效果显著. 因此本节将着重讨论通过缩小储液腔体积来提高亥姆霍兹振荡频率的方法.

表1 优化方面及结果

Table 1 Optimization and results

优化变量变化频率提升/%耗气量体积减小/mL30→8100减小耗气量放气管长度缩短/mm80→5421增大耗气量大于20%放气管内径增加/mm4→524增大耗气量大于20%

将储液腔体积减少至8 mL. 由式(1)计算出优化后腔体的亥姆霍兹振荡频率约237 Hz(这里忽略腔体内液体所占体积，液面升高会进一步提高振荡频率). 采用和之前文献所述相似的电磁阀驱动条件，电磁阀导通时间约10.00 ms，液滴产生频率为10 Hz，实际测得储液腔内压强随时间变化如图3所示. 从图3可以看出：约13.00 ms之后，气压呈现出周期性振荡并逐步衰减. 振荡频率约250 Hz，与理论估计一致，说明缩小腔体体积达到了提升亥姆霍兹振荡频率的目的. 但图3中，0～13.00 ms时间段出现了一个与亥姆霍兹振荡理论有出入的非正常振荡周期，其产生原因和解决方案将在第3节给出.

图3 腔体结构优化后其亥姆霍兹振荡波形
Fig.3 Helmholtz oscillation waveform after optimization
of cavity structure

大幅缩小储液腔体积后，进行了实际喷射实验. 实验条件与测试腔体内压强时的条件相同，测试结果显示，当液滴产生频率在50 Hz以下时，系统工作稳定，生成的单液滴大小均匀.

3 电磁阀控制的优化

图4 声学/电学系统等效图
Fig.4 Acoustic/electric circuit analogy

本节主要分析第2节中如图3所示产生反常亥姆霍兹振荡现象的原因. 通过对电磁阀驱动的优化消除反常振荡，进一步缩短腔内气压恢复平衡的时间，从而进一步提升系统的稳定液滴产生频率.

3.1 电磁阀导通时间对储液腔内压强的影响

液滴产生系统的几何尺寸远小于声波波长. 驱动压强(电磁阀前端压强约40 kPa)明显小于平衡压强(0.1 MPa). 充气和放气过程可以近似地通过声学/电学系统等效的方式分析[20-21]，如图4所示(图4中的数值，括号内的是优化前数值，括号外是优化后数值)，其中压强对应电压(恒定的电磁阀前端气压对应恒压源)，气路的声质量对应电感元件、声阻对应电阻元件，储液腔的声容对应电容元件，电磁阀等效地看作开关. 等效电路中，当开关导通时，电源对电容充电；开关关断后电容通过电感和电阻放电. 用Multisim对该充放电过程进行仿真，检测电容两侧的电压随时间变化，即可等效地得到储液腔内压强随时间的变化规律. 根据优化前后系统几何尺寸计算出国际单位制下各部分声质量、声阻、声容，如图4所示[20-21]. 图5(a)显示的是优化前腔体的仿真结果，其中设开关导通时间为9.00 ms，与如图2(c)所示的实际测量结果一致. 值得注意的是，实验测量的峰值压强仅4 kPa，远低于电磁阀前端40 kPa的压强. 推测是由于电磁阀内声阻远大于放气管声阻. 在模拟中设电磁阀导通时阀内通道的声阻为放气管声阻的10倍. 图5(b)显示了优化后的腔体压强随时间变化的仿真结果，其中开关导通时间为10.00 ms. 对照图3，模拟结果与实验结果基本一致. 由此推断，“非正常周期”出现的原因是：电磁阀导通时间明显大于亥姆霍兹振荡周期. 为了进一步压缩“非正常周期”，对电磁阀导通时间的控制进行了优化.

误会解开了，老吴又恢复了以往的热情，在他的帮助下，我将几位传承人召集在一起。经过两天的协商，《黑暗传》整理出版工作最终达成了共识。

图5 储液腔体内压强随时间变化的模拟计算结果
Fig.5 Simulation of time dependent pressure in the chamber

3.2 电磁阀工作状态

本文采用的是美国MAC公司的高速电磁阀，型号为34C-ABAGDFA-1KA. 额定工作电压为24 V. 标称电磁阀开启时间为3.40 ms；关断时间为1.50 ms. 为了更加快速可靠地使电磁阀导通和关断，根据电磁阀理想电流曲线，设计了如图6(a)所示的电磁阀加速电路，t1时段，仅IO_1为高电平，电磁阀两端电压为50 V，线圈电流快速超过额定电流I2，促使电磁阀开启；随后的t2时段，仅IO_2为高电平，电磁阀两端电压为24 V，线圈电流快速降到额定电流并保持，电磁阀开启；t2时段后，IO_1与IO_2均为低电平，电磁阀线圈经反向二极管快速放电，电磁阀关断.

图6 电磁阀控制电路
Fig.6 Solenoid valve control circuit

为了研究电磁阀实际工作状态，通过与电磁阀串联采样电阻得到电磁阀电流. 其中t1=1.50 ms、t2=1.50 ms. 从图7可以看到：[a,b]段电磁阀工作在开启阶段；[b,c]段电磁阀工作在维持导通阶段；[c, ∞)段是电磁阀关断阶段. 从中可以看出，该段电流并没有马上消失，而是在一段时间内逐渐减小至0 ms的. 这是因为电磁阀内部螺线圈的作用，外电压消失，内部产生反向感应电流. 另外，从图7中还可以看出，在[a,b]段上的G点，电磁阀电流已经达到其额定工作电流，可以认为在该点之后电磁阀处于开启状态. 从图7以及之后实验经验估计电磁阀开启在t1>0.50 ms就可以实现. 即电磁阀实际开启时间通常会大于t1+t2-0.50 ms.

图7 电磁阀在工作状态其内部电流的变化
Fig.7 Solenoid valve in the working state of the internal
change of current measurement

如图8(a)所示，电磁阀前端为高压(约40 kPa)，一端接放气管并连接大气. 通过测量放气管内压强可以估计电磁阀实际导通时间，测量了电磁阀实际导通时间tC与t1、t2的大致关系. 如图8(b)所示，t1=0 ms时，tC近似等于t2，但是当时电磁阀无法可靠导通. 当时，tC近似地随t2线性增加，且tC明显大于t1+t2. 图8(c)显示，当电磁阀导通维持时间t2=0 ms，tC随t1近似线性增加，但tC明显大于t1.

图8 电磁阀tC与t1、t2的关系
Fig.8 Dependence of “ON” time on t1 and t2
for the solenoid valve

3.3 电磁阀导通维持时间t2对腔内压强振荡的影响

3.1节中，基于模拟计算，推测“非正常周期”是由于电磁阀实际导通时间明显大于亥姆霍兹振荡周期，它的存在导致腔内气体压强恢复平衡需要更长的时间，妨碍液滴产生频率进一步提高.

太湖局在认真做好引江济太相关工作的同时，加强会商，不断对调水工作进行实时分析，根据实际情况及时对调度指令进行调整，定期向水利部、国家防总上报工作进展。此外，太湖防总办还与新闻单位密切合作，对本次引江济太应急调水工作进行宣传，营造良好的社会舆论氛围。

为了从实验上验证上述分析，首先缩短电磁阀的导通维持阶段t2，观察图3中的“非正常周期”如何变化. 电磁阀50 V电压持续时间t1=1.50 ms，24 V电压持续时间t2分别为：0、0.50、1.00、1.50、2.00、2.50 ms，结果如图9所示. 随着t2缩短，非正常周期被显著压缩，t2降至1.00 ms时，非正常周期内只剩下2个峰；当t2降至0 ms时，第2个峰也几乎消失. 这说明减小甚至取消电磁阀的导通维持时间t2对缩短腔体压强恢复平衡时间有显著的效果.

3.4 电磁阀开启时间t1对腔内压强振荡的影响

即使取消电磁阀导通维持时间(t2=0 ms)，只保留t1=1.50 ms的50 V开启电压，也不能完全消除图9(f)中的“非正常周期”. 本文继而缩短t1. 实验如下：电磁阀的24 V电压维持时间t2=0 ms，50 V电压维持时间t1依次为1.50、1.45、1.40、1.35 ms. 结果如图10所示，随t1缩短，“非正常周期”进一步压缩. 当t1降至1.35 ms或更短时，亥姆霍兹振荡恢复正常. 实验发现，t1最短至0.50 ms仍能保证电磁阀正常开启. 只是随着t1的缩短，电磁阀前端气压p需要适当增加以保证储液腔内压强振荡的正压峰值足够驱使液体从喷口喷出形成液带.

4 实验结果

在优化了已有微液滴产生装置后，储液腔内气压振荡恢复平衡时间大幅缩短，并对该装置做了初步测试. 在液滴产生频率低于80 Hz时，可以产生稳定的单液滴. 高于此频率时，喷口附近会出现类似前述的大液滴累积，微液滴产生中断. 实验发现，如果腔内压强第3次从负压一侧过零作为腔体气压振荡恢复平衡的判据，图2(c)、图3和图10(d)3种情形下恢复平衡时间ts，以及液滴产生的最高稳定频率fmax如表2所示. 近似满足：fmax≈1/ts.

通过改变相机触发相对于电磁阀开启时刻的延迟时间，可以拍摄液滴从产生到下落的不同状态，从而计算出液滴产生之初的下落速度. 图11显示的是在不同液滴产生频率下的液滴初速度，其中电磁阀前端气压为45 kPa，电磁阀开启时间t1=1.00 ms，保持时间t2=0 ms. 液滴初速度随液滴产生频率增加有加快的趋势，但是起伏明显. 一些频率下出现较高的液滴速度可能的原因有：驱动信号与亥姆霍兹共振腔达成某种共振形态. 液滴产生频率较低时，初速度重复性良好；当产生频率高于50 Hz时，液滴初速度涨落较大.

本文进一步研究了电磁阀开启时间t1对液滴产生的影响，选定液滴产生频率为20 Hz. t2=0 ms，随着t1从0.50 ms增加到2.00 ms，能够实现稳定单液滴产生的电磁阀前端压强p的范围迅速缩窄. 在一定t1下，液滴初速度随p的增加而加快. 液滴能达到的最高初速度随t1先增加而后逐渐减小.

图9 电磁阀开启时间1.5 ms，维持时间变化时腔体亥姆霍兹振荡波形
Fig.9 Helmholtz oscillation waveform of the cavity under the change of solenoid
valve maintenance time and when the opening time is 1.5 ms

图10 电磁阀维持时间0 ms，开启时间变化时腔体亥姆霍兹振荡波形
Fig.10 Helmholtz oscillation waveform of the cavity under the change of solenoid valve opening time and when the maintenance time is 0 ms

表2 开启时间对气压范围与最大喷射速度的影响

Table 2 Effect of opening time on the pressure range and the maximum injection speed

参数 开启时间/ms0.51.01.21.31.41.52.0气压允许范围/kPa44～5942～5041～4841～4741～4640～4540～42最大喷射速度/(m·s-1)0.921.070.860.800.750.610.61

图11 不同喷射频率下的液滴运动速度
Fig.11 Droplet movement velocity at different spray
frequencies

图12 不同开启时间t1产生液滴大小示意图
Fig.12 Schematic of droplet size with
opening time t1

电磁阀开启时间t1对液滴直径的影响如图12所示. t1=0.50 ms时，液滴直径约370 μm，与喷口直径的比约1.84，这与理论估计非常接近[22]. 随着t1的增加，液滴直径显著增加. 对应t1=2.50 ms，液滴直径约670 μm. 电磁阀前端压强p对液滴直径的影响可以忽略. 可见改变t1提供了大范围调节液滴直径的可行方案.

5 结论

1) 本文在初次设计的基础上，深入探讨了腔体喷射原理，结合亥姆霍兹振荡原理优化储液腔体和气路设计结构，通过减小储液腔体的体积，使其亥姆霍兹振荡频率提高了100%. 再进一步通过优化电磁阀的控制时序，缩短电磁阀开启时间和维持导通时间，使腔体内气压符合标准的亥姆霍兹振荡规律，有效地缩短了储液腔内气压恢复平衡的时间ts. 结果显示该系统可以稳定产生单液滴的最高频率fmax达80 Hz，为优化前最大频率(25 Hz)的近3倍，效果显著. 认为最高液滴产生频率fmax与储液腔体内气压恢复平衡的时间ts近似满足：fmax≈1/ts.

从各相关系数来看，与南京河流表层沉积物中APA最具相关性的是有机质质量百分数(r=0.763)，极显著正相关(p=0.006)；其次是总磷(r=0.703)，显著正相关(p=0.016)；再次为可交换态氮，与硝酸盐氮、铵态氮均显著正相关。表明表层沉积物营养成分充足情况下，使各种微生物保持旺盛的新陈代谢，则APA相对较高。各种磷形态中TP与APA的相关性最好，OP其次。APA与OP相关性较好，为正相关(r=0.576)。这一现象说明调查区域沉积物的有机磷经碱性磷酸酶作用产生的无机磷为沉积物中生物所利用。可交换态氮与APA的相关性好于凯氏氮，进一步印证了上述结论。

2) 液滴初速度随液滴产生频率增加呈现出不单调，但逐渐加快的趋势. 电磁阀导通时间对液滴的产生有显著影响. 随着电磁阀导通时间的缩短，能够形成稳定单液滴的电磁阀前端气压强p的允许范围显著扩大，同时液滴的直径显著减小.

在本文进一步优化的系统基础上，在10～70 Hz液滴产生频率下对2种人体活细胞(人外周血单个核细胞和人支气管上皮细胞)进行喷射实验，细胞成活率接近100%，进一步验证了气动阀控微液滴产生系统用于细胞打印的高活性，使这种微液滴产生方法成为生物医药领域精密样品施加的优良技术选项.