用于凝血檢測(cè)的聲波傳感器研究及應(yīng)用進(jìn)展*

王小麗 龐義全 侯立威 何薪宇 葛 闖 牟笑靜 徐 溢**

（1）重慶大學(xué)新型微納米器件與系統(tǒng)技術(shù)重點(diǎn)學(xué)科實(shí)驗(yàn)室，光電技術(shù)與系統(tǒng)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，重慶 400044；2）重慶大學(xué)光電工程學(xué)院，重慶 400044；3）重慶大學(xué)化學(xué)化工學(xué)院，重慶 400030；4）重慶大學(xué)腫瘤醫(yī)院癌癥轉(zhuǎn)移和個(gè)體化治療轉(zhuǎn)化研究重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，重慶 400030）

凝血檢測(cè)對(duì)凝血相關(guān)疾病診斷、抗凝藥物篩查、圍手術(shù)期凝血狀態(tài)評(píng)估具有重要的意義［1-4］。凝血過(guò)程是由內(nèi)源性或者外源性的激活劑激活凝血因子而發(fā)生的一系列酶聯(lián)反應(yīng)（圖1a）［5］。纖維蛋白生成期是凝血過(guò)程的核心，其本質(zhì)是可溶的纖維蛋白原（凝血因子I）在凝血酶的作用下變成不可溶的纖維蛋白，纖維蛋白再聚合成纖維蛋白聚合物，隨著側(cè)向聚合程度加深，血塊顯得黏稠，由透明轉(zhuǎn)向不透明。在Ca2+存在下，凝血因子X(jué)Ⅲ被迅速激活，能使聚合的纖維蛋白在鄰近的肽鏈間形成橋鍵，從而形成穩(wěn)定的交聯(lián)纖維蛋白多聚體（圖1b）［6］。在凝血過(guò)程中，血液的黏度、剪切阻力、密度等參數(shù)變化與凝血過(guò)程中凝血時(shí)間、血凝塊的形成動(dòng)力學(xué)及蛋白質(zhì)分子含量等高度關(guān)聯(lián)。在凝血檢測(cè)中，凝血酶原時(shí)間（prothrombin time，PT）、活化部分凝血活酶時(shí)間（activated partial thrombin time，aPTT）、活 化 凝 血 時(shí) 間（activated coagulation time，ACT）、凝血酶時(shí)間（thrombin time，TT）是研究凝血疾病和藥物監(jiān)測(cè)最有效的測(cè)試指標(biāo)［7］。

Fig.1 The coagulation cascade and clotting time(a)[5]and the major chemical reactions(b)[6]圖1 凝血過(guò)程和凝血時(shí)間（a）［5］及發(fā)生的主要化學(xué)反應(yīng)（b）［6］

傳統(tǒng)的凝血檢測(cè)方法包括光學(xué)法、機(jī)械法、電化學(xué)法等，存在易受樣品本底干擾、操作過(guò)程復(fù)雜、需要專(zhuān)業(yè)技術(shù)人員和昂貴的大型儀器等缺點(diǎn)，越來(lái)越難以滿(mǎn)足人們對(duì)快速、高靈敏的凝血檢測(cè)要求［8-9］。床旁檢測(cè)（point of care test，POCT）是指采用手持式或臺(tái)式分析儀快速獲取測(cè)試結(jié)果的方法，不受時(shí)間、場(chǎng)地環(huán)境的限制，開(kāi)發(fā)準(zhǔn)確、快速、高靈敏的POCT方法有利于快速做出醫(yī)療決策，已成為凝血測(cè)試方法研究的新趨勢(shì)［10-11］。眾所周知，生化傳感器具有樣品用量少、分析速度快、易于自動(dòng)化、集成化和微型化等特點(diǎn)，由此發(fā)展起來(lái)的生化傳感技術(shù)可為床旁（POC）凝血檢測(cè)提供新的方法和技術(shù)途徑。目前，已有許多生化傳感器用于凝血檢測(cè)，包括微懸臂梁傳感器［12］、電化學(xué)傳感器［13］、聲學(xué)傳感器［14］、介電常數(shù)傳感器［15］、應(yīng)變傳感器等［16］。其中，聲波傳感技術(shù)在凝血檢測(cè)中顯示出獨(dú)有的優(yōu)勢(shì)，比如不會(huì)破壞凝血進(jìn)程，不易受黃疸、糜乳等異常樣品的干擾，所需樣品量?jī)H幾微升到十微升。同時(shí)，聲波傳感器具有抗電磁干擾能力強(qiáng)、可實(shí)時(shí)在線(xiàn)監(jiān)測(cè)、快速準(zhǔn)確、易于集成和微型化等優(yōu)勢(shì)，在凝血檢測(cè)中備受關(guān)注。目前，石英晶體微天平（quartz microcrystal balance，QCM）、聲表面波（surface acoustic wave，SAW）傳感器、薄膜體聲波諧振器（thin film bulk acoustic resonator，F(xiàn)BAR）、蘭姆（Lamb）波諧振器、超聲波傳感器等聲波傳感器已在核酸、微生物、生物小分子的分析檢測(cè)中多有應(yīng)用［17］。本課題組也進(jìn)行了相關(guān)研究［18-20］，所研制的基于氮化鋁（AlN）膜的雙模態(tài)蘭姆波傳感器，在凝血檢測(cè)顯示出響應(yīng)速度快、樣品用量極少等優(yōu)點(diǎn)［21］。研究發(fā)現(xiàn)，聲波傳感器由于可以感受凝血過(guò)程中多個(gè)參數(shù)的細(xì)微變化，可快速獲得豐富的凝血信息，使得其在凝血檢測(cè)方面具有極大的優(yōu)勢(shì)。

據(jù)此，本文在對(duì)凝血過(guò)程中發(fā)生的主要物理化學(xué)變化及相應(yīng)參數(shù)進(jìn)行簡(jiǎn)要介紹基礎(chǔ)之上，分析總結(jié)聲波傳感器在凝血檢測(cè)中的傳感檢測(cè)原理，重點(diǎn)對(duì)QCM、SAW傳感器、FBAR和Lamb波傳感器的設(shè)計(jì)及其應(yīng)用進(jìn)展進(jìn)行分析與總結(jié)，對(duì)集成聲波傳感器的微流控芯片在凝血檢測(cè)中的應(yīng)用進(jìn)展進(jìn)行綜述，并對(duì)聲波傳感器在凝血檢測(cè)中面臨的挑戰(zhàn)及發(fā)展趨勢(shì)進(jìn)行討論和展望。

1 凝血檢測(cè)中的聲波傳感器研制進(jìn)展

1.1 石英晶體微天平（QCM）

QCM是最常見(jiàn)的基于厚度剪切模式的壓電晶體傳感器，也是應(yīng)用最為廣泛的聲波傳感器件。QCM由夾在兩個(gè)電極之間的壓電材料組成，對(duì)其表面的質(zhì)量（液體環(huán)境中的微克級(jí)）和黏度密度非常敏感［22］。

πμq ρq為石英本身的聲學(xué)（機(jī)電）阻抗，ρ為血漿密度，η為血漿黏度。本課題組［23-25］在QCM氣體傳感器方面做了大量工作，并將其用于VOC、NH3等有毒氣體的檢測(cè)。QCM也用于各種基于液體的傳感應(yīng)用中，比如精液［26］、黃曲霉毒素B1［27］及凝血時(shí)間［28］等的檢測(cè)。在晶體中傳播的彈性橫波與液體之間的耦合產(chǎn)生阻尼剪切-水平振蕩，在橫波穿透深度內(nèi)呈指數(shù)衰減：

在水介質(zhì)中，當(dāng)諧振頻率5 MHz、傳感深度δ～250 nm時(shí)，波能阻尼（耗散）表現(xiàn)為動(dòng)態(tài)電阻R［29-30］的增加：

其中n為與液體接觸的邊數(shù)，ω為串聯(lián)諧振的角頻率，L為空載（干）傳感器處的電感，然而這個(gè)理論僅支持親水性表面無(wú)滑移邊界條件。在血液凝固過(guò)程中，纖維蛋白原變成纖維蛋白，附著在QCM傳感表面形成黏彈性膜，其深度超過(guò)QCM傳感深度，使其不能完全隨著晶體的振動(dòng)而運(yùn)動(dòng)，部分能量會(huì)損耗在內(nèi)摩擦中。因此，早期QCM對(duì)凝血檢測(cè)的效果并不理想［28，31］。為此，有研究提出耗散型石英晶體微天平（dissipative quartz crystal microbalance，QCM-D），通過(guò)間歇地打開(kāi)/斷開(kāi)電路，記錄芯片頻率的變化（Δf）以及基頻從振蕩到恢復(fù)靜止的快慢，即耗散值（ΔD），可實(shí)現(xiàn)黏彈性吸附量的精確測(cè)量。根據(jù)Kevin-Voigt模型，QCM-D的耗散變化［32］可以表示為：

其中，f0、ρ0和h0是諧振頻率、傳感器的密度和厚度，h1、μ1、η1分別代表蛋白質(zhì)層的厚度、剪切彈性和黏度，η是血漿黏度，δ是橫波的穿透深度，ω是共振角頻率。基于QCM-D的凝血過(guò)程及檢測(cè)參數(shù)變化如圖2a所示，除了QCM-D自身參數(shù)外，傳感界面通過(guò)改變h1、μ1、η1等參數(shù)而影響傳感器的響應(yīng)速度和靈敏度［33］。

Hussain等［34］采用肝素分子對(duì)QCM-D電極表面進(jìn)行分子印跡處理后，用于凝血時(shí)間的快速檢測(cè)和抗凝劑肝素的治療監(jiān)測(cè)，測(cè)試所需血漿量為2 μl，測(cè)試時(shí)間較常規(guī)血凝儀分別縮短3倍和2.5倍。Oberfrank等［35］采用滴涂法在QCM-D傳感電極表面上修飾一層來(lái)自受檢者自身提供的貧血小板血漿，可在1 min內(nèi)測(cè)得凝血時(shí)間，其值與凝血儀測(cè)試結(jié)果一致。此外，通過(guò)在QCM傳感電極上修飾不同的配體和蛋白質(zhì)，還可將其用于纖維蛋白原（1～6 g/L）、肝素、凝血因子VIII［36-37］等的檢測(cè)，研究血小板聚集和組織因子對(duì)血液凝固的影響［38-39］。Kim等［40］通過(guò)鎳鈦諾/肝素/抗增殖藥物修飾耗散型石英晶體納米天平（quartz crystal nanobalance-dissipation，QCN-D），使QCN-D對(duì)負(fù)載在其電極表面的物質(zhì)做出頻率和耗散響應(yīng)，將其用于研究支架表面動(dòng)態(tài)條件下的凝血行為（圖2b），能很好地模擬支架表面的血流動(dòng)力學(xué)條件，為評(píng)估支架血栓形成風(fēng)險(xiǎn)提供了更加可靠的方式。總之，QCM-D結(jié)構(gòu)更為簡(jiǎn)單、價(jià)格相對(duì)便宜，發(fā)展成熟，當(dāng)前研究的重點(diǎn)主要集中在通過(guò)傳感電極表面的修飾來(lái)加快檢測(cè)速度和提高靈敏度。

Fig.2 Principle of blood coagulation detection based on QCM and the signal it generates圖2 基于QCM的凝血測(cè)試原理及信號(hào)響應(yīng)

1.2 聲表面波（SAW）傳感器

SAW傳感器已廣泛用于蛋白質(zhì)、核酸、細(xì)胞等的檢測(cè)以及凝血過(guò)程的監(jiān)測(cè)［41-43］。SAW傳感器可將聲波限制在傳感表面?zhèn)鞑?，因而?duì)表面質(zhì)量變化高度敏感，其質(zhì)量靈敏度為［17］：

k為傳感系統(tǒng)常數(shù)，Δm為質(zhì)量荷載，f0為基頻，A為傳感面積。Guhr等［44］研制了以36°YX-LiTaO3為壓電基底的單端口聲表面波諧振器，其可對(duì)血液粘彈性變化做出頻率響應(yīng)。為排除電擾動(dòng)對(duì)檢測(cè)凝血過(guò)程中的機(jī)械變化的影響，Nagayama等［45］設(shè)計(jì)了以36°YX-LiTaO3為壓電基底的雙延遲線(xiàn)型結(jié)構(gòu)的水平剪切型SAW（SH-SAW）聲表面波傳感器，以金屬化傳感界面為參比，自由化傳感界面對(duì)微量質(zhì)量變化做出相位響應(yīng)［46］：

ΔPh為SH-SAW生物傳感器相移（°），f為頻率（Hz），l是傳播長(zhǎng)度（m），V0是加載前聲波速度（m/s），加載后聲波速度V1（m/s）。根據(jù)公式（5）可知，提高SAW傳感器靈敏度的有效策略是增加工作頻率f、傳播長(zhǎng)度l以及加載前后聲波速度變化值。

基于Love模式的聲表面波傳感器在聲表面波傳感器壓電基底上引入聚合物材料、玻璃或無(wú)定形石英等波導(dǎo)層，將聲波限定在離傳感表面更近的區(qū)域中傳播，以減少能量損耗，可有效提高f、l值，從而提高靈敏度，同時(shí)保護(hù)電極不受生化液體的影響。本課題組［19-20］研制了多種聲表面波生物傳感器，在生化檢測(cè)中展示出高靈敏、實(shí)時(shí)檢測(cè)等優(yōu)勢(shì)。所研制基于單層石墨烯/納米金的Love模式聲表面波生物傳感器，使核酸的檢出限低至12.4 μg/L［18］。Hohmann等［47］通過(guò)將聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）和聚苯乙烯（PS）修飾到LiTaO3壓電基底上，構(gòu)建了雙通道聲表面波諧振器，采用差頻信號(hào)處理技術(shù)，極大提升該傳感器頻率響應(yīng)的穩(wěn)定性。Rupp等［48］等構(gòu)建了以L(fǎng)iTaO3為基底、以玻璃為波導(dǎo)層的基于Love模式的聲表面波免疫傳感器，通過(guò)在波導(dǎo)層上修飾聚乙烯胺來(lái)固定抗體，實(shí)現(xiàn)了血漿、血清或者全血中纖維蛋白原的定量檢測(cè)，其檢出限為4 mg/L。Gronewold等［49］設(shè)計(jì)了以AT-石英晶體為壓電基底的基于Love模式的聲表面波傳感器陣列，通過(guò)在傳感電極表面上修飾適配體，實(shí)現(xiàn)凝血過(guò)程中的凝血酶和凝血酶抑制劑的定量檢測(cè)。研究表明，大多數(shù)用于凝血檢測(cè)的基于Love模式的聲表面波傳感器為延遲線(xiàn)型結(jié)構(gòu)，其通過(guò)感應(yīng)傳感界面上的微弱質(zhì)量變化而作出相位響應(yīng)。

一種新的基于Love波模式的單端口諧振型聲表面波傳感器在POC凝血檢測(cè)中展示出極大的優(yōu)勢(shì)和發(fā)展?jié)摿Γ淇梢詫?duì)凝血級(jí)聯(lián)反應(yīng)中微弱質(zhì)量變化作出頻率響應(yīng)［50］：

f0是加載前工作頻率，Δf是加載后的頻移，ν0為加載前的聲速，Δv為加載后的聲速差，ω為角頻率，ρ為密度，η為黏度。Chen等［51］將研制的基于Love模式的單端口聲表面波（single-port lovemode surface acoustic wave，SLSAW）諧振器，用于凝血時(shí)間的檢測(cè)以及凝血?jiǎng)恿W(xué)研究，且SLSAW諧振器件被設(shè)計(jì)成可一次性使用的即插即用型結(jié)構(gòu)（圖3）。與其他聲波傳感器相比，SLSAW傳感器顯示出更強(qiáng)的頻率響應(yīng)，測(cè)試結(jié)果與標(biāo)準(zhǔn)TEG分析儀測(cè)試結(jié)果具有很好的相關(guān)性。

Fig.3 Structure and measurement principle of SLSAW sensor［51］圖3 SLSAW傳感器的結(jié)構(gòu)和檢測(cè)原理示意圖［51］

可以看到，延遲線(xiàn)型SAW傳感器在凝血指標(biāo)測(cè)試中的靈敏度和穩(wěn)定性還有待進(jìn)一步提升，新發(fā)展的諧振型SAW傳感器有望突破了這一局限。

1.3 薄膜體聲波諧振器（FBAR）

FBAR由兩個(gè)金屬層以及夾在金屬層之間的一個(gè)壓電薄膜構(gòu)成［52-54］。壓電薄膜（100 nm至幾μm）使FBAR可實(shí)現(xiàn)GHz工作頻率，常見(jiàn)的壓電薄膜包括AlN［55］、ZnO［56］、Pb（Zr，Ti）O3［57］、BaxSr1-xTiO3［58］等。在液體環(huán)境中，F(xiàn)BAR共振狀態(tài)會(huì)受到相鄰介質(zhì)阻尼的影響，使其可以有效監(jiān)測(cè)生物反應(yīng)過(guò)程中的粘彈性變化［59-60］。FBAR在牛頓型液體中的頻率響應(yīng)為［61］：

ΔfN為牛頓型流體中的頻移，fR是空氣中的共振頻率，ρ0和μ0分別表示壓電層的密度和彈性模量，ρl為加載液體密度，ηl為加載液體的黏度。在麥克斯韋黏彈性流體中的頻率響應(yīng)為［62］：

ΔfM為在麥克斯韋黏彈性流體中的頻移，ΔD為高黏彈流體引起的耗散變化。FBAR的Q因子的計(jì)算公式為［63］：f為液體介質(zhì)中的工作頻率，F(xiàn)WHM為半峰全寬。因此，工作頻率和Q因子是FBAR諧振器的核心。

較早用于凝血檢測(cè)的FBAR諧振器是countermode FBAR（C-FBAR）［60］。C-FBAR通 過(guò) 壓 電AlN懸浮環(huán)形成徑向共振模式，在半無(wú)限深度液體中的Q因子較低（水中為189和人全血中為77），難以滿(mǎn)足凝血測(cè)試要求［64］。為提高FBAR在液體環(huán)境下的靈敏度，研究者提出研制C軸傾斜的壓電薄膜，并與位于薄膜相對(duì)兩側(cè)的兩個(gè)電極耦合［65］。通過(guò)共面電極，使用橫向場(chǎng)激發(fā)C軸取向的壓電薄膜，是產(chǎn)生厚度剪切模式的有效方法［66］。Chen等［67］研制了用于實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)血液凝固過(guò)程和測(cè)量凝血參數(shù)的FBAR諧振器。該諧振器由Au/ZnO/Si3N4薄膜疊層制成（圖4a），其傳感表面修飾了有利于纖維蛋白原吸附的聚乙烯薄層，可產(chǎn)生1.42 GHz的剪切模式共振，在血液中的品質(zhì)因數(shù)高達(dá)342。在血液凝固過(guò)程中，F(xiàn)BAR諧振器共振頻率隨血液黏度的變化而降低，呈現(xiàn)明顯的階梯曲線(xiàn)，凝血酶原時(shí)間（PT）測(cè)試結(jié)果與標(biāo)準(zhǔn)凝血測(cè)定方法具有良好的一致性。Chen等［68］采用類(lèi)似的FBAR諧振器對(duì)凝血過(guò)程動(dòng)力學(xué)進(jìn)行研究，通過(guò)擬合時(shí)間-頻率曲線(xiàn)，獲得酶聯(lián)反應(yīng)時(shí)間、凝血速率、凝血時(shí)間和凝血程度等豐富的凝血信息。Chen等［14］研制了具有聲學(xué)布拉格反射器的AlN基FBAR諧振器，工作頻率高達(dá)1.9 GHz（圖4b），SiO2/W反射器表面更光滑，使波散射減少，F(xiàn)BAR的Q因子從313提高到了430。在凝血測(cè)試中，F(xiàn)BAR諧振器的黏度檢測(cè)靈敏度高達(dá)-337 kHz/cP，樣品用量低至1 μl。

可見(jiàn)，F(xiàn)BAR具有很高的靈敏度，但結(jié)構(gòu)相對(duì)復(fù)雜、工藝難度比其他聲波傳感器大，F(xiàn)BAR諧振器在凝血測(cè)試中極具優(yōu)勢(shì)，有可能發(fā)展為微型化、在線(xiàn)、自動(dòng)化凝血檢測(cè)工具。

1.4 蘭姆（Lamb）波諧振器

Lamb波諧振器（Lamb wave resonator）的基頻由平面內(nèi)尺寸決定，制造采用MEMS技術(shù)平臺(tái)，具有CMOS工藝兼容性，可成批地在同一個(gè)芯片上制造出不同諧振頻率的微諧振器陣列，已用于生物化學(xué)檢測(cè)中［67］。Lamb波諧振器最初在凝血檢測(cè)中應(yīng)用不起傳感作用，而是代替SAW作為聲波流發(fā)生器。Nam等［69］通過(guò)Lamb波產(chǎn)生聲波流，快速混合血液和凝血試劑，混合液滴中的熒光顆粒隨著聲波流運(yùn)動(dòng)，隨著血液的凝固，熒光顆粒逐漸停止運(yùn)動(dòng)，根據(jù)熒光顆粒的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)，判斷凝血酶原時(shí)間PT。

Lamb波諧振器具有極高靈敏度和低信號(hào)衰減，在凝血檢測(cè)中已展示出極大的優(yōu)勢(shì)。當(dāng)Lamb波諧振器浸入液體中時(shí)，其傳感界面上會(huì)產(chǎn)生漸逝波層。在血液凝固過(guò)程中，漸逝波的穿透深度會(huì)隨著血液的凝固而發(fā)生變化，從而引起頻率偏移。漸逝波的穿透深度［70］為：

其中λ和CP分別為蘭姆波的波長(zhǎng)和相速度，δ消逝波層厚度，CL為液體的體聲速，而CP由頻率f決定）（CP=λf）。圖4c顯示了Lamb波諧振器監(jiān)測(cè)凝血過(guò)程的原理。隨著纖維蛋白的產(chǎn)生，消逝波層厚度發(fā)生變化，影響Lamb波的傳播速度V，從而引起頻率發(fā)生偏移。

Kong等［71］研制了聚乙烯-C修飾的Lamb波傳感器（P-Lamb波傳感器），使其在aPTT檢測(cè)中的穩(wěn)定性和靈敏度得到有效改善，其頻率變化值大約是QCM的200倍。本課題組［21］通過(guò)研制雙模態(tài)Lamb波傳感器，設(shè)計(jì)了以AlN為壓電晶體的雙模態(tài)Lamb波傳感器，其諧振頻率為860 MHz，瑞利波模式的諧振頻率為444 MHz。由于Lamb波對(duì)血漿黏度和溫度都敏感，而瑞利波只對(duì)溫度有頻率響應(yīng)，可以獲取更加豐富的凝血信息，Lamb傳感器在凝血檢測(cè)中初步展示出很高的靈敏度，作為后起之秀具有較好的發(fā)展前景。

Fig.4 FBAR and Lamb wave sensor for coagulation detection圖4 用于凝血檢測(cè)的FBAR諧振器和Lamb波諧振器

綜上所述，表1列出了用于凝血檢測(cè)的各種聲波傳感器、物理參數(shù)及其在凝血測(cè)試中的應(yīng)用。QCM和SAW傳感器通過(guò)感知傳感界面上凝血過(guò)程中的微弱質(zhì)量變化而實(shí)現(xiàn)凝血檢測(cè)，QCM還能對(duì)血液的黏彈性做出響應(yīng)。FBAR諧振器和Lamb波傳感器則通過(guò)感應(yīng)血液的黏度變化而產(chǎn)生共振頻率的移動(dòng)。

Table 1 Summary of acoustic sensors for blood coagulation measurement and their main parameters表1 用于凝血檢測(cè)的聲波傳感器及其關(guān)鍵參數(shù)

可以看到，聲波傳感器在凝血時(shí)間及其相關(guān)蛋白質(zhì)的檢測(cè)、凝血過(guò)程動(dòng)力學(xué)研究、抗凝藥物評(píng)估與篩選中展示出快速準(zhǔn)確、高靈敏、樣品用量少等優(yōu)勢(shì)。其中，QCM發(fā)展最早，其工藝及配套設(shè)備也較為成熟，SAW傳感器對(duì)質(zhì)量響應(yīng)靈敏度相比QCM更高，F(xiàn)BAR諧振器和Lamb波傳感器，具有很高的工作頻率和靈敏度，且傳感器體積極小，樣品用量為1至幾微升，未來(lái)極有可能發(fā)展為臨床POC凝血測(cè)試裝置。然而，要將聲波傳感器用于POC凝血測(cè)試中，還需要進(jìn)一步提高靈敏度、穩(wěn)定性和抗干擾能力等。

2 集成聲波傳感器的微流控芯片在凝血檢測(cè)中的應(yīng)用進(jìn)展

微流控技術(shù)以樣品和試劑消耗量低、反應(yīng)速率快速等受到人們的廣泛關(guān)注，微流控芯片因具有小型化、便攜性及高效性等優(yōu)勢(shì)，在POCT的應(yīng)用上展示出極大優(yōu)勢(shì)［74］。集成原位傳感技術(shù)的微流控芯片已應(yīng)用于凝血檢測(cè)［75］，這類(lèi)微流控芯片上集成的檢測(cè)模式包括熒光、電化學(xué)、微懸臂梁傳感器、FBAR傳感器等［76-78］，也是未來(lái)微流控技術(shù)與傳感檢測(cè)技術(shù)融合研究的趨勢(shì)和熱點(diǎn)之一。Dos Santos等［79］設(shè)計(jì)了集成聲表面波（SAW）混合功能的凝血檢測(cè)小型裝置，通過(guò)位于檢測(cè)區(qū)域下方的SAW芯片可使血漿和激活劑迅速混合而發(fā)生凝血反應(yīng)，采用圖像相關(guān)分析法對(duì)血栓形成動(dòng)力學(xué)進(jìn)行了量化。Ohashin等［80］設(shè)計(jì)了集成聲波技術(shù)的微流控電化學(xué)阻抗芯片，通過(guò)其底層的8YX-LiNbO3聲波芯片調(diào)控傳感層溫度，使其與人體溫度盡量保持一致。在早期用于凝血檢測(cè)的集成聲波技術(shù)的微流控芯片中，聲波主要實(shí)現(xiàn)混合和控溫等功能。Chen等［14］研制了集成FBAR傳感器的微流控芯片用于凝血檢測(cè)，通過(guò)設(shè)計(jì)微流控芯片的微通道，控制血液樣本與傳感器表面的有效接觸和液體深度，從而提高凝血檢測(cè)的靈敏度和準(zhǔn)確性。雖然集成聲波傳感技術(shù)的微流控芯片在凝血檢測(cè)中的研究還不足，但在分子構(gòu)象研究、癌癥標(biāo)志物和細(xì)胞的檢測(cè)中已顯示出良好的應(yīng)用前景［81-83］。

可以看到，集成聲波傳感器的微流控芯片的研究重點(diǎn)將主要聚焦于微流控芯片結(jié)構(gòu)與功能設(shè)計(jì)，以保證凝血測(cè)試條件的一致性和穩(wěn)定性，提高凝血測(cè)試的穩(wěn)定性和重現(xiàn)性［79，84］；針對(duì)POCT的應(yīng)用需求，研發(fā)一體化微流控芯片，將血細(xì)胞分離、孵育、混合和衍生等多種功能集成到微流控芯片中，以期提高檢測(cè)效率；同時(shí)，研發(fā)集成聲波傳感器的仿生芯片，模擬體內(nèi)外凝血過(guò)程以及血管尺寸及表面性質(zhì)、血液流動(dòng)條件等因素對(duì)凝血過(guò)程的綜合影響［85-86］，以進(jìn)一步提高凝血檢測(cè)的準(zhǔn)確性和可靠性，深化凝血過(guò)程的研究。

3 總結(jié)與展望

聲波傳感器具有靈敏度高、快速準(zhǔn)確、種類(lèi)多、傳感器體積小、測(cè)試所需樣品量少，易于集成和批量生產(chǎn)等特點(diǎn)，在凝血檢測(cè)中展示出極大的優(yōu)勢(shì)。盡管當(dāng)前用于凝血測(cè)試的聲波傳感器發(fā)展還面臨諸多挑戰(zhàn)，但因其可適應(yīng)人們對(duì)健康管理的需求，適合于門(mén)診和自檢的POC凝血測(cè)試應(yīng)用需求，有望發(fā)展為適用于臨床診斷和研究的POC凝血專(zhuān)門(mén)系統(tǒng)和設(shè)備。目前，開(kāi)發(fā)新原理、新結(jié)構(gòu)和新材料是實(shí)現(xiàn)新型聲波傳感器的研發(fā)主流，相關(guān)傳感器及裝備的發(fā)展呈現(xiàn)出微型化、智能化和仿生化的趨勢(shì)。