本研究開發出利用微小揚聲器(speaker)搭配無閥門(valve-less)微流道設計原理，以及在微流道出口處鍍上寬度約100um之感應電極，全部整合在壓克力(PMMA)基材上，成功的達成無閥門微幫浦之效果，進而將本研究應用到檢測微小粒子上。此幫浦的工作原理主要是，利用直徑20mm、深度600um之幫浦腔室上所黏附的揚聲器上下反覆震動作為流體驅動源，搭配一對窄口寬度400um、角度15、長度5mm之擴散器微流道作為流體導向裝置，進而在感應電極接上電阻訊號放大電路進行微小粒子偵測。
此微幫浦在工作電壓5V、頻率10HZ、方波驅動下其能產生的最大體積流率為151.93 ul/min 。而以往文獻上所記載的無閥門微幫浦，製作過程多為繁雜且良率不易控制，而本研究所製作出的無閥門微幫浦，將可以大幅降低製作成本，相信本研究將會對學術及業界在微機電領域或生物醫學領域之微流體的操控與發展有實質上的助益。

The objective of this study is to develop a microscale, valveless, micro-particle counter. This micro-device consists of a micro pump coupled with the valveless micro channel. And a reaction electrode with a width of 100 um is coated near the channel exit for particle measurement. All of these components are integrated on a PMMA substrate. The speaker which is pasted in a pump chamber with a diameter of 20 mm and a depth of 600 um is used as the fluids actuator source. The nozzle-diffuser channel that has a neck-width of 400 um, a diffusion angle of 15, and a length of 5 mm is designed to guide the flow direction. The change of the resistance measured from the reaction electrode is amplified and recorded for further data reduction.
A maximum volumetric flowrate of 151.93 ul/min is produced when the micropump is operated with a square wave function at a frequency of 10 Hz and a voltage of 5 V. In the present study, the developed valveless, micropump system is superior to the reported ones concerning the fabrication feasibility and cost. This would improve the development of microfluid devices for application in the field of biomedical engineering.

目錄

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誌謝
目錄
圖目錄
表目錄
符號說明
第一章 緒論
1.1 前言
1.2 文獻回顧
1.3 研究動機與目的
1.4 本文架構
第二章 微型化血球計數器之結構與原理
2.1 無閥門微流道作動原理
2.2 無閥門元件流道設計理論
2.3 揚聲器(喇叭)作動原理
2.4 揚聲器磁場理論
2.5 微型血球計數器感測原理
第三章 微型化血球計數器之設計與製程
3.1 微型化血球計數器之設計
3.2 微型化血球計數器之製程
3.2.1 製程材料選擇
3.2.2 微流道製程選擇
3.2.3 結構試片封裝方法選擇
3.2.4 微流道製程步驟
第四章 微型化血球計數器之實驗設備與測試
4.1 微型血球計數器之微流道流體進漾
4.2 實驗儀器設備架設
4.2.1 出口體積流率之實驗儀器假設
4.2.2出口體積流率之實驗測量步驟
4.2.3 細胞或粒子驅動之實驗儀器架設
4.2.4細胞或粒子驅動之實驗測量步驟
第五章 結果與討論與展望
5.1 微型血球計數器測試結果
5.2 微型血球計數器之體積流率量測
5.3 微型血球計數器之液面上升最大高度量測
第六章 結論
參考文獻


圖目錄

圖1-2-1(a)孔隙阻抗方法血球計數器 ( Aperture impedance method cell counter )裝置示圖
圖1-2-1(b)孔隙感應電極示意圖
圖1-2-2 光纖檢測機構整合之微流體細胞計數器操作原理示意圖
圖1-2-3 壓電式微幫浦示意圖
圖1-2-4 具有兩個腔室的壓電無閥式微幫浦
圖1-2-5 電磁致動式之無閥式微幫浦示意圖
圖1-2-6(a)靜電式微幫浦示意圖
圖1-2-6(b)靜電致動之無閥式微幫浦系統示意圖
圖1-2-7 熱氣泡致動之無閥式微幫浦系統示意圖
圖1-2-8 首次發表之無閥式微幫浦系統示意圖
圖1-2-9 使用<100>的矽蝕刻出角錐形式的擴散器
圖1-2-10 擴散器元件切割三個區域分別探討壓差之示意圖
圖2-1-1 本研究無閥式微幫浦元件圖
圖2-1-2 無閥門微幫浦完整作動週期
圖2-2-1 擴散器窄口與寬口之截面積示意圖
圖2-2-2 微小損失係數 之參考對照圖
圖2-3-1 功率為0.3W、阻抗為 之揚聲器示意圖
圖2-4-1 揚聲器作動原理
圖2-4-2 佛萊明左手定則示意圖
圖2-5-1 柯爾特原理(Coulter principle)之血球計數器示意圖
圖3-1-1 微型血球計數器之結構圖
圖3-2-1 刀具微調儀器示意圖
圖3-2-2 利用深度量測儀檢測微流道之深度示意圖
圖3-2-3(a)結構試片完成圖
圖3-2-3(b)放大47倍所拍攝出噴嘴/擴散器微流道之結構圖
圖3-2-4(a)利用濺鍍方式鍍上寬度約100um之感應電極示意圖
圖3-2-4(b)放大25倍所拍攝出的感應電極
圖3-2-5 血球計數器之結構完成圖
圖3-2-6 微型血球計數器之結構封裝密合測試圖
圖4-1-1 利用注射針筒將去離子水注入結構試片中之示意圖
圖4-2-1 利用CCD拍攝出口流量示意圖
圖4-2-2 利用2N9013電晶體設計出一電壓放大電路示意圖
圖4-2-3 利用540 frame/s的CCD進行拍攝微粒子驅動情形示意圖
圖5-1-1 電源供應器供應5伏特電壓，訊號產生器輸出電壓為10Vpp、頻率20Hz、off set設定為5Vpp下，作動時間50s所得出結構作動圖
圖5-2-1 量測Type 1於方波驅動與off set為5Vpp之不同驅動電壓與頻率下之體積流率
圖5-2-2 量測Type 2於方波驅動與off set為5Vpp之不同驅動電壓與頻率下之體積流率
圖5-2-3 量測Type 3於方波驅動與off set為5Vpp之不同驅動電壓與頻率下之體積流率
圖5-2-4 Type 1、Type 2、Type 3互相比較於不同驅動電壓與頻率下之體積流率
圖5-3-1 量測Type 1於方波驅動與off set為5Vpp之不同驅動電壓與頻率下之液面上升最大高度
圖5-3-2 量測Type 2於方波驅動與off set為5Vpp之不同驅動電壓與頻率下之液面上升最大高度
圖5-3-3 量測Type 3於方波驅動與off set為5Vpp之不同驅動電壓與頻率下之液面上升最大高度
圖5-3-4 Type 1、Type 2、Type 3互相比較於不同驅動電壓與頻率下之液面上升最大高度

表目錄

表2-2-1 微小損失係數(K)值於不同流道入口之實驗值
表3-1-1 微型血球計數器之各尺寸參數
表5-2-1 揚聲器於兩個時間點之單循環作動下，所量測出的體積流率

參考文獻

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