Summary
Un nouveau système microfluidique a été développé en utilisant le phénomène de pompage de passif et un utilisateur du système contrôlé de distribution de fluide. Ce système microfluidique a le potentiel pour être utilisé dans une large variété d'applications biologiques compte tenu de son faible coût, facilité d'utilisation, précision volumétrique, à haute vitesse, la répétabilité et de l'automatisation.
Abstract
Un nouveau système microfluidique a été développée qui utilise le phénomène de pompage passif avec un utilisateur de gouttelettes système contrôlé de distribution de fluide. Passif de pompage est le phénomène par lequel la tension de surface induit une pression différences mouvement fluide d'entraînement dans les canaux fermés. Le système automatisé de livraison de liquide constitué d'un ensemble de vannes de tension contrôlée avec micro-buses relié à un réservoir de fluide et un système de contrôle. Ces vannes tension contrôlée offrent une manière précise pour livrer volumétriquement gouttelettes de fluide à l'entrée d'un dispositif microfluidique de façon à haute fréquence. Basé sur les dimensions démontré dans l'exemple étude actuelle, le système est susceptible de s'écouler 4 millilitres par minute (à travers un 2.2mm par 260um transversale du canal). Basé sur ces dimensions même canal, l'échange de fluide d'un point à l'intérieur du canal peut être réalisé en aussi peu que huit millisecondes. On observe qu'il ya interaction entre la dynamique du système (communiquée par une combinaison des gouttelettes créées par les soupapes et la vitesse du fluide dans le canal), et la tension de surface du liquide. Où dynamique fournit la vitesse de l'écoulement du fluide (ou vice-versa), l'équilibrage de la tension superficielle à l'entrée fournit un arrêt brutal de toute circulation. Cet arrêt soudain permet à l'utilisateur de contrôler les caractéristiques d'écoulement du canal et ouvre la porte à une variété d'applications biologiques, allant partout de la livraison de réactifs à la drogue cellulaire études. Il est également observé que lorsque les buses sont destinées à l'entrée à des angles peu profonds, l'élan de gouttelettes peuvent causer d'autres phénomènes fluides intéressantes, telles que le mélange des gouttelettes multiples dans l'entrée.
Protocol
Dans ce rapport, nous démontrons une méthode de distribution de fluide qui utilise de petites gouttelettes tension de surface pour pomper un volume souhaité à travers un canal microfluidique afin de parvenir à un certain nombre de phénomènes fluides différents. Par exemple, l'utilisateur peut souhaiter de débit d'un fluide unique aussi vite que possible, ou de livrer plusieurs fluides en succession rapide pour créer des modèles spécifiques fluidiques. Pour ce faire, l'utilisateur doit d'abord avoir une application construite autour d'un dispositif microfluidique. L'appareil microflluidic n'a pas besoin d'être collé, mais devrait être faite à partir d'un matériau hydrophile. Therfore, la méthode peut être utilisée avec n'importe quel dispositif microfluidique, avec des performances largement dictée par les contraintes géométriques du canal microfluidique. Pour aider à naviguer dans les contraintes géométriques de cette méthode, une introduction à l'analyse pertinente numérique est présenté en premier.
- Méthodes d'analyse: Selon la loi de Laplace et la loi de Washburn [1], on peut relier le débit dans un canal microfluidique à ses dimensions et les propriétés du liquide s'écoulant comme on le voit dans l'équation (1),
(1)
où Δ P est la différence de pression entre l'entrée et la sortie, γ est la tension de surface liquide, R est le rayon de la goutte d'entrée, Q est le débit et K est la résistance fluidique tel que décrit par l'équation (2),
(2)
où η est la viscosité du liquide, L 0 est la longueur du canal, h est la hauteur de canal, w est la largeur du canal, λ = l / h et g (λ) = 1,5 si λ> 4.45 ou
si λ <4,45. En remplaçant l'équation (2) dans l'équation (1), toujours en supposant que h <w et résoudre pour Q, on obtient l'équation (3),
(3)
La même analyse peut être faite pour la vitesse du fluide à l'intérieur d'un canal en sachant que Q = VA, où V est la vitesse moyenne du fluide et A est la zone de coupe transversale ou hw. Branchement de ces dans l'équation (3) vous est venue avec l'équation (4),
(4)
Un concept important mécanique qui est souvent appliquée en biologie microfluidique est contrainte de cisaillement, ce qui a trait à débit et la vitesse par l'équation (5),
(5)
Connaissant la relation entre le débit, la vitesse et leurs conséquences physiques en fonction des dimensions de canal et les propriétés des fluides est cruciale dans la conception d'un dispositif microfluidique pour un but donné. Une fois qu'un dispositif est créé, l'utilisateur doit alors calibrer le système de distribution de fluide pour atteindre les caractéristiques de débit désiré au sein de l'appareil. - Etapes de la création et l'étalonnage du système de livraison:
- Créer dispositif microfluidique par lithographie douce technique utilisant polydiméthylsiloxane (PDMS, Sylgard 184, Dow Corning) [2]. Il ya des articles qui illustrent plusieurs JoVE procédés de fabrication de dispositifs microfluidiques en PDMS [5]. Pour cette démonstration, nous avons choisi une voie simple droite, avec des dimensions comme suit: largeur 2.2mm, longueur 10mm et une hauteur 260um. L'entrée et la sortie sont les diamètres de 1,8 mm et 5,1 mm respectivement (figure 1). Réversible attachent dispositif de PDMS à la lame de verre en appuyant sur une lame de verre (ou tout autre support approprié) et en serrant les bulles d'air [5]. Une fixation réversible permet au dispositif d'être ré-utilisée plusieurs fois. La méthode peut également être utilisé avec les appareils de façon permanente collé, mais il n'est pas nécessaire.
- Remplissez appareil avec un liquide. Le caractère hydrophobe de PDMS et la nature hydrophile de l'aide de verre déplacer une goutte qui est placé à l'entrée ou de sortie, dans le canal. Si la goutte de liquide ne veux pas entrer dans le canal en lui-même ou si des bulles se déplacer dans le canal, l'utilisateur peut mettre une goutte de liquide à l'entrée ou de sortie, et utiliser une pipette à l'extrémité opposée à sucer le liquide à travers le canal. Une autre méthode pour aider le mouvement de liquide dans le canal est en séparant l'appareil du PDMS la lame de verre et doucement le nettoyage du dispositif de PDMS et la lame de verre avec de l'éthanol. Cela renvoie à l'PDMS et la lame de verre leurs natures hydrophobes et hydrophiles, respectivement, ce qui peut avoir été affaibli avec le temps et l'utilisation.
- Après dispositif de remplissage avec le liquide, placez une petite goutte sur l'entrée et une Bigger déposer sur la sortie. Assurez-vous que passive de pompage qui se passe en regardant la petite goutte à la chute d'entrée et en observant l'écoulement de fluide vers la sortie. Encore une fois, assurez-vous qu'il n'y a pas de bulles à l'intérieur du canal.
- En utilisant [3] La Société de Lee VHS micro distribution kit de départ, mis ensemble un ou plusieurs soupapes (configuration de soupape dans la figure 2) composé de Lee VHS M / 2 24 soupapes Volt, un 0.062 buses MINSTAC avec la taille de l'orifice de 0,0100 ", le Lee 0,062 Minstac d'adaptateur de tube souple, le Spike Lee et Tenez pilote (pour le contrôle de l'utilisateur, non représenté) et l'Assemblée de câble (reliant la vanne à la Spike et Tenez conducteur, non représentée).
- Un moyen facile de tenir les vannes est en utilisant les détenteurs Bioscience outils miniatures (figure 2) [4]. Ceux-ci fournissent un moyen pour justement viser et maintenez le clapet à une certaine position lors de l'expérimentation par collage de la vanne à une extrémité du titulaire et en utilisant une base magnétique (non représenté) de l'autre côté.
- Faire un système de réservoir pour être placé à quelques mètres au-dessus du dispositif de PDMS microfluidique (dans notre cas nous avons utilisé des seringues ¾ oz ouvert à la température ambiante, voir figure 2). Le réservoir offre une tête de pression pour conduire les buses, la pression étant proportionnelle à la hauteur du réservoir. Alternativement les vannes buse peut être mis sous pression par un certain nombre de moyens différents (par exemple, gaz comprimé). Fixer une aiguille de seringue à la seringue. Une aiguille de la seringue typique se fixent facilement dans les tubes de 1,14 mm de diamètre interne. Le tube 1,14 mm alors se fixent facilement sur 1,58 mm (1 / 16 ") tuyau de diamètre intérieur qui ensuite se connecte à la« Adaptateur tube souple "de la valve. Pour éviter toute fuite de liquide dans le mm 1,14 à 1,58 mm connexion des tubes, on peut utiliser comme mastic PDMS. Maintenant qu'il ya une ligne entre l'aiguille de la seringue et la vanne Lee Co., remplir les réservoirs d'une seringue avec le liquide. Une seringue supplémentaire et une valve peut être utilisée pour aider dans le processus de purge (montré mais pas étiquetés dans la figure 2). Placez un aimant sur le côté de la valve, ce qui est de savoir comment ces vannes sont purgés (ils sont normalement fermées électrovannes), et regarder démarrage liquide s'écoulant du réservoir à travers la vanne et la buse 0,0100''.
- Calibrer le système en choisissant un temps de vanne ouverte (temps ouvert est le temps que la valve permet au fluide de passer sur une base impulsion par) et la fréquence (nombre d'impulsions par seconde). Activer une vanne pour une période choisie (une ou deux minutes, rappelez-vous juste le temps d'exécution total). Peser le liquide qui a été délivré de la vanne. Connaître le temps total d'exécution, la fréquence et par impulsions temps ouvert, calculer les grammes par milliseconde jaillit du robinet. Cette «grammes par milliseconde" valeur vous permettra de choisir un temps ouvert pour tout le volume désiré, l'utilisateur peut souhaitez être livré à partir de la vanne.
(1) 
(2) 
Exemple: Système activé pendant une minute (60 secondes). La fréquence était de 15 Hz (15 impulsions par seconde). Le temps par-impulsion a été ouverte 20 millisecondes (ms).
(20ms) (15Hz) (60s) = 18000ms.
Cela signifie que sur les 60 000 ms en une minute, la vanne était effectivement ouverte pour 18 000 ms.
Supposons que le volume de liquide délivré pesait 5 grammes. Ensuite,
5 grammes / 18000 ms = 2.78e grammes -4 / ms.
Dans le cas de l'eau, avec sa densité étant un gramme par millilitre (ml),
2.78e grammes -4 / ms = 2.78e -4 ml / ms.
Après calibration, le volume d'une goutte est dépendante de la durée d'ouverture. Par exemple, avec un temps ouvert de 20ms, et tous les paramètres restent les mêmes que dans l'exemple précédent,
(2.78e -4 ml / ms) (20 ms) = 5.56e ml -3 = 5,56 ul.
Pour trouver le temps d'ouverture y nécessaires pour prendre une goutte de x microlitre (ul) de volume,
(X ul) / [(2.78e -4 ml / ms) (1000 ul / ml)] = y ms
8) Dirigez une ou plusieurs buses à l'entrée du dispositif de PDMS (figure 3). Ayant calibré le système, calculer le volume sortant de chaque valve, basé sur les dimensions dispositif microfluidique. Par passive à grande vitesse de pompage (pour obtenir le débit maximal), calculer le volume de la goutte d'entrée nécessaires pour créer une chute d'entrée qui possède un angle de contact avec la surface de 90deg entrée [2]. Pour la création de paquets, de calculer les temps de soupape de fréquence et les timings ouverte et la vanne nécessaire pour activer deux vannes en série. Comme le montre la figure 3, les deux buses peut être pointé à l'entrée. Cela peut étendu à buses multiples, qui visent tous à l'entrée du canal.
Les résultats représentatifs:
Lorsqu'il est correctement calibré, avec des temps de vanne ouverte correctement calculés et les buses bien orientés à l'entrée, l'utilisateur doit être capable de voir le flux pompé passive (figure 4). Un éclat de sh liquidesOuld sortir de la vanne et atteindre l'entrée. Comme liquide atteint l'entrée, il ya une chute instantanée de la chute d'entrée dans le canal, vers la sortie. Liquide dans le canal ne se déplace que lors de l'effondrement d'une chute d'entrée. Mouvement fluide complète au sein de la chaîne s'arrête à la fin de l'effondrement de chute, offrant pour l'arrêt du liquide instantané et bien défini des limites fluidiques (dans le cas où l'utilisateur est fluide liquides multiples). La durée de l'effondrement déposer dépend du rayon de l'orifice d'entrée et le volume de la goutte [1] d'entrée. Dans notre dispositif expérimental et de la conception, l'effondrement chute d'entrée se produit dans une affaire de quelques millisecondes.
Figure 1. PDMS microfluidique appareil avec une entrée, à gauche, et une sortie, à droite.
Figure 2. Système de réservoir et l'installation de la vanne.
Figure 3. Deux vannes, les deux visant à une seule entrée d'un dispositif microfluidique.
Figure 4. Temps-étape de la séquence (33 millisecondes) de l'effondrement chute d'entrée suivants éjection de fluide à partir d'un robinet.
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Discussion
- Pour passive à grande vitesse de pompage, si la bonne combinaison de la fréquence et le volume d'impulsion par personne (en raison de l'heure exacte ouvert) est choisi, l'utilisateur devrait voir ce qui semble être une goutte statique ou enveloppe à l'entrée et un débit très rapide à l'intérieur du canal. Si overflow se produit, le temps d'ouverture et / ou la fréquence sont trop élevés.
- Pour détecter des interactions de tension dynamique / surface, l'utilisateur devrait pomper une impulsion à un moment et observer l'environnement intra-chaîne tout en impulsions est en cours (du début à la fin). Il est recommandé par les auteurs à utiliser des perles fluorescentes pour fournir une représentation exacte du comportement des fluides intra-canal. Après l'effondrement d'une seule goutte dans l'entrée, l'utilisateur doit voir, l'intérieur du canal, le mouvement des billes vers la sortie. En utilisant une caméra à haute vitesse, l'utilisateur peut noter que des perles avancer (vers la sortie) d'une certaine distance et ensuite souffrir d'un reflux petite avant de venir à un arrêt complet et soudain. Si la baisse est observée à l'entrée en même temps que le milieu intra-canal, l'utilisateur doit noter que le refoulement de petites perles d'correspond à un léger rebond, mais la baisse soudaine de l'entrée. Ceci suggère qu'il existe une relation de tension dynamique / surface dans le liquide pompé être passivement, essentiellement dans le liquide tombe livré à l'entrée. L'élan est soit élan imprimé par les vannes de la chute d'entrée et / ou dynamique créée par la chute de s'effondrer. De toute façon, cet élan est transféré dans la vitesse du fluide intra-canal. Momentum et ses implications est quelque chose qui doit être étudiée plus à l'avenir et peut avoir de nombreuses applications potentielles.
- Si les buses sont destinées à des entrées à un angle très peu profond, l'élan des gouttes peut entraîner un certain nombre de différents changements dans les phénomènes chute des gouttelettes. Par exemple, si des colorants sont utilisés dans le liquide, l'utilisateur peut observer un tourbillonnement du liquide à l'entrée et à la suite voir un mélange de colorants plutôt que seule teintures être pompée dans le canal, ce qui suggère que les liquides à l'entrée ont été mélangés pendant l'effondrement. Dans certains cas cela peut être problématique à obtenir des échanges fluides précis, mais dans d'autres applications, il peut s'avérer bénéfique à la promotion de mélange des fluides. Dans les cas extrêmes d'angles peu profonds des buses, combinée avec des gouttelettes de grande vitesse, l'utilisateur peut observer le "rebondir" sur l'entrée de gouttelettes, comme l'élan de la chute devient trop grande pour lui permettre de fusionner avec la baisse d'entrée .
- Lorsque le pompage de liquide passive dans un dispositif microfluidique, la vitesse du fluide est une fonction des dimensions de l'appareil et les propriétés des fluides, comme indiqué dans les équations (1) à (4). La pression fournie par une goutte de liquide est inversement proportionnelle au rayon de chute, c'est à dire un rayon supérieur déposer fournit moins de pression de conduite. Si la largeur du canal et la hauteur proportionnelle poussent les uns avec les autres, alors plus la ces dimensions sont, plus la vitesse peut être. Cependant, il arrive un moment où les dimensions de canal grand prendre un dispositif microfluidique dans le monde macrofluidic où la limite d'écoulement laminaire et turbulent rencontrer. Dans cette région de nombres de Reynolds ces équations ne fonctionnent plus. Donc, pour maintenir le système dans la région de l'écoulement laminaire, l'une des dimensions peut devenir plus grande (largeur de canal) alors que l'autre est laissé constant quelque part dans le micro-échelle (hauteur du canal). L'orifice d'entrée peut être laissé comme une constante ou échelle avec la largeur du canal. Avec ces hypothèses à l'esprit, si les échelles de l'orifice d'entrée avec une largeur de canal, il arrivera un moment où la pression fournie par la chute d'entrée de fluide est inférieure à la résistance fluidique fournie par une augmentation de la largeur du chenal. Lorsque ce point est atteint, une réduction de la vitesse fluidiques sera vu. Si le port d'entrée est laissée constante et la largeur est plus grande, alors la vitesse sera plus grande que le point où la résistance fluidique acquise avec une augmentation de la largeur du canal domine l'avantage du débit fourni par une augmentation de section transversale. Il ya un équilibre délicat entre le canal et les dimensions orifice d'entrée et la tension de surface de la chute de fluide. La plus grande vitesse pour un canal peut être réalisé lorsque la hauteur de canal est égale à la largeur du canal, c'est à dire un carré coupe transversale. Un carré coupe transversale est la dimension qui maximise le débit volumique, tout en minimisant la surface de contact, le taux soit plus de débit avec moins de résistance fluidique.
- Différentes applications biologiques nécessitera probablement différentes conceptions dispositif microfluidique. L'avantage de pompage passive, c'est que tant qu'il y est une entrée et une sortie, passive de pompage fonctionne. Il est également très pratique en ce qu'elle n'exige pas que le dispositif microfluidique à être collée à son substrat. Cela lui permet d'être utilisé avec presque n'importe quel type de substrat. Pour éviter des erreurs humaines ou des coûts élevés, les auteurs utilisent kit La Société Lee VHS commençant avec LabVIEW (Ins nationaletruments). Ce système permet à l'utilisateur de contrôler les flux volumétriques et les délais de livraison tout en garantissant une méthode précise et fluide automatisé de livraison. Entrées et sorties multiples peuvent également être utilisés, mais le contrôle de la direction de l'écoulement est plus difficile dans ces scénarios.
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Acknowledgments
Le financement a été fourni par l'Institut du Wisconsin de la Découverte.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Sylgard 184 Silicone elastometer base | Dow Corning | MSDS No.: 01064291 | |
| Sylgard 184 Silicone elastometer curing agent | Dow Corning | MSDS No.: 01064291 | |
| VHS Microdispensing Starting kit | The Lee Company | IKTX0322000A | |
| Miniature Holders | Bioscience Tools | MH-2 | |
| LabVIEW | National Instruments | Control System | |
| 1.14mm I.D. tubing | Scientific Commodities Inc. | BB31695-PE/7 | |
| 1.57mm I.D. tubing | Scientific Commodities Inc. | BB31695-PE/10 | |
| 20 mL BD™ Luer-Lok Tip Syringe, non-sterile | BD Biosciences | 301032 | |
References
- Berthier, E., Beebe, D. J. Flow rate analysis of a tension driven passive micropump. Lab Chip. 7, 1475-1478 (2007).
- Duffy, D. C., McDonald, J. C., Schueller, O. J. A., Whitesides, G. M. Rapid Prototyping of Microfluidic Systems in Poly(dimethylsiloxane). Anal. Chem. 70, 4974-4984 (1998).
- Harris, J., Lee, H., Vahidi, B., Tu, C., Cribbs, D., Cotman, C., NL, J. eon Non-plasma Bonding of PDMS for Inexpensive Fabrication of Microfluidic Devices. J Vis Exp. (9), (2007).
- Walker, G. M., Beebe, D. J. A passive pumping method for microfluidic devices. Lab Chip. 2 (3), 131-134 (2002).
