Summary
En roman mikroflödessystem system har utvecklats med hjälp av fenomenet passiva pumpa och en användare kontrollerad vätska leveranssystem. Detta mikroflödessystem har potential att användas i en mängd olika biologiska tillämpningar med tanke på dess låga kostnader, användarvänlighet, volymetriska precision, hög hastighet, repeterbarhet och automation.
Abstract
En roman mikroflödessystem har utvecklats som använder fenomenet passiva pumpa tillsammans med en användare kontrollerad droppe baserad vätska leveranssystem. Passiv pumpning är det fenomen genom vilken ytspänningen inducerad tryckskillnader rörelse köra vätska i slutna kanaler. Det automatiserade vätska leverans systemet består av en uppsättning spänning ventiler med mikromunstycken ansluten till en vätskebehållare och ett styrsystem. Dessa spänning ventiler erbjuder ett volymmässigt precist sätt att leverera vätska droppar med det inkommande mikroflödessystem enhet i en hög frekvens sätt. Baserat på dimensioner visade i den aktuella studien exempel är system som kan flödar 4 milliliter per minut (genom en 2,2 mm med 260um tvärsnitts-kanal). Baserat på dessa samma kanal dimensioner kan obehindrat utbyte av en punkt inuti kanalen uppnås i så lite som åtta millisekunder. Det konstateras att det finns samspel mellan dynamik i systemet (överförs genom en kombination av droppar som skapas av ventiler och vätskan hastigheten i kanalen) och ytspänningen på vätskan. När farten ger hastighet till vätskeflöde (eller tvärtom), jämvikt av ytspänning vid inloppet ger ett plötsligt stopp för alla flöden. Denna plötsliga stopp gör att användaren kan kontrollera flödet egenskaper kanal och öppnar dörren för en mängd olika biologiska tillämpningar, varierar allt från reagens leverans till narkotika-cell studier. Det är också observeras att när munstycken syftar till inloppet på grunda vinklar, kan droppen fart orsaka ytterligare intressant vätska fenomen, till exempel blandning av flera droppar i inloppet.
Protocol
I denna rapport visar vi en vätska leverans metod som använder små spänningar droppen yta att pumpa en önskad volym genom ett mikroflödessystem kanal för att nå ett antal olika flytande fenomen. Till exempel kan användaren vill flöda en vätska så fort som möjligt, eller leverera flera vätskor i snabb följd för att skapa specifika fluidic mönster. För att göra detta måste användaren först ha ett program byggt runt en mikroflödessystem enhet. Den microflluidic enhet behöver inte vara bundna, men bör göras från en hydrofil material. Strider därför kan metoden användas med nästan alla mikroflödessystem enhet, med prestanda till stor del dikteras av geometriska begränsningar av mikroflödessystem kanal. För att hjälpa navigera i geometriska begränsningar med denna metod, en introduktion till relevanta numerisk analys presenteras först.
- Analysmetoder: Enligt Laplace lagen och Washburn lag [1], kan man relatera flödet inom en mikroflödessystem kanal till sina mått och egenskaper flytande vätska som kan ses i ekvation (1),
(1)
där Δ P är tryckskillnaden mellan in-och utlopp, är γ vätskan ytspänningen, R inloppet droppe radie, Q är flödet och K är fluidic motstånd som beskrivs av ekvation (2),
(2)
där η är den flytande viskositet, L 0 kanalen längd, h kanalen höjden, w kanalen bredd, λ = w / h och g (λ) = 1,5, om λ> 4,45 eller
om λ <4,45. Ersätta ekvation (2) i ekvation (1), alltid förutsatt att h <w och lösa för Q, får en ekvation (3),
(3)
Samma analys kan göras för hastigheten hos vätskan i en kanal genom att veta att Q = VA, där V är den vätska medelhastigheten och A är tvärsnittsarean eller hw. Koppla dessa till ekvation (3) du komma med ekvation (4),
(4)
Ett viktigt mekaniska begrepp som ofta används i mikroflödessystem biologin är skjuvspänning, som gäller flöde och hastighet med ekvation (5),
(5)
Veta sambandet mellan flöde, hastighet och fysiska följder som en funktion av kanal mått och egenskaper vätska är avgörande för utformningen av en mikroflödessystem enhet för ett visst ändamål. När en enhet skapas måste användaren kalibrera sedan den vätska leveranssystem för att uppnå önskad flödesegenskaperna i enheten. - Stegen i Ställa in och kalibrera Delivery System:
- Skapa mikroflödessystem enhet via mjuk litografi teknik med hjälp av Polydimetylsiloxan (PDMS, Sylgard 184, Dow Corning) [2]. Det finns ett antal JUPITER artiklar som belyser metoder för att göra PDMS mikroflödessystem enheter [5]. För denna demonstration har vi valt en enkel rak kanal, med mått enligt följande: 2,2 mm bredd 10 mm längd och 260um höjd. Den in-och utloppsdiametrar är 1.8mm och 5.1mm respektive (figur 1). Reversibelt bifoga PDMS-enhet till glasskiva genom att trycka den på en glasplatta (eller annat lämpligt underlag) och trycker ut alla luftbubblor [5]. En reversibel fastsättning gör att enheten kan återanvändas flera gånger. Metoden kan också användas med permanent bundna enheter, men det är inget krav.
- Fyll enheten med vätska. Den hydrofoba natur PDMS och den hydrofila karaktären av glas hjälpa till att flytta en droppe som placeras vid inloppet eller utloppet, i kanalen. Om den droppe vätska inte vill gå in i kanalen själv eller om bubblor flytta in i kanalen, kan användaren sätta en droppe vätska vid inloppet eller utloppet, och använda en pipett på motsatt sida att suga vätska genom kanalen. En annan metod för att hjälpa vätskan flytta in i kanalen genom att separera PDMS enheten från glasplatta och försiktigt rengöra PDMS enheten och glasskiva med etanol. Detta återgår till PDMS och objektglas sina hydrofoba och hydrofila naturer, respektive, som kan ha försvagats med tid och användning.
- Efter att ha fyllt enhet med vätska, placera en liten droppe på in-och en Bigger droppe på utloppet. Se passiva pumpning sker genom att titta på den lilla droppe vid inloppet kollaps och observera vätskeflöde mot utloppet. Återigen, se till att det inte finns några bubblor inne i kanalen.
- Använda Lee Bolagets [3] VHS mikro dispensering start kit, sätta ihop en eller flera ventiler (ventil setup i figur 2) bestående av Lee VHS M / 2 24 Volt Valve, ett 0,062 MINSTAC Munstycken med hålstorlek på 0,0100 ", den Lee 0,062 Minstac till Soft Tube adapter, Lee Spike och Hold Driver (för användarkontroll, visas inte) och den ledande Wire församling (ansluta ventilen till Spike och Hold Driver, visas inte).
- Ett enkelt sätt att hålla ventilerna är genom att använda Bioscience verktyg miniatyr hållare (figur 2) [4]. Dessa ger ett sätt att exakt sikta och håll ventilen vid en viss position under experiment genom limning ventilen till ena änden av hållaren och använda en magnetisk bas (visas inte) på andra sidan.
- Gör en reservoar för att placeras några meter ovanför PDMS mikroflödessystem enheten (i vårt fall använde vi ¾ uns sprutor öppen mot omgivande, se figur 2). Reservoaren ger en tryckhöjd att köra munstyckena, med tryck som står i proportion till höjden på reservoaren. Alternativt munstycket ventilerna kan trycksättas med valfritt antal olika sätt (dvs komprimerad gas). Fäst en spruta nålen på sprutan. En typisk injektionsnålen kommer lätt att fästa i 1,14 mm innerdiameter slang. Den 1,14 mm slang kommer sedan att enkelt ansluta till 1,58 mm (1 / 16 ") innerdiameter slang som sedan själv ansluter till" Soft Tube Adapter "av ventilen. För att förhindra läckage av vätska i 1,14 mm till 1,58 mm slang-anslutning kan man använda PDMS som tätningsmedel. Nu när det finns en linje mellan sprutnålen och Lee Co ventilen, fyll sprutans behållare med vätska. En extra spruta och en ventil kan användas för att hjälpa till i utrensning processen (visas men inte är märkt i figur 2). Placera en magnet på sidan av ventilen, det är hur dessa ventiler rensas (de är normalt stängd magnetventiler), och titta på flytande starta flödar från reservoaren genom ventilen och ut 0,0100''munstycket.
- Kalibrera systemet genom att välja en ventil öppen tid (öppna är den tid att ventilen gör att vätskan att passera på en per puls bas) och frekvens (antal pulser per sekund). Aktivera en ventil för en vald period (en minut eller så, tänk bara på den totala körtiden). Väg den vätska som levererades från ventilen. Att känna den totala körtiden, frekvens och per-puls öppentid, beräkna gram per millisekund sköt ut från ventilen. Denna "gram per millisekund" värde gör att du kan välja en öppen tid för önskad volym användaren kanske vill bli befriade från ventilen.
(1) 
(2) 
Exempel: System aktiveras under en minut (60 sekunder). Frekvensen var 15 Hz (15 pulser per sekund). Den per-puls öppna tiden var 20 millisekunder (ms).
(20ms) (15Hz) (60) = 18000ms.
Detta innebär att av de 60.000 ms på en minut, var ventilen faktiskt öppna för 18.000 ms.
Låt oss anta att vätskevolym levereras vägde 5 gram. Sedan
5 gram / 18.000 ms = 2.78e -4 gram / ms.
Vid vattnet, med dess täthet är ett gram per milliliter (ml),
2.78e -4 gram / MS = 2.78e -4 ml / ms.
Efter kalibrering är volymen av en droppe beroende på den öppna tiden. Till exempel med en öppen tid 20ms, och alla parametrar förblir detsamma som i föregående exempel,
(2.78e -4 ml / ms) (20 ms) = 5.56e -3 ml = 5,56 mikroliter.
För att hitta den öppna tiden y behövs för att göra en droppe x mikroliter (mikroliter) volym,
(X mikroliter) / [(2.78e -4 ml / ms) (1000 mikroliter / ml)] = y ms
8) Rikta en eller flera munstycken till inloppet av PDMS-enheten (figur 3). Efter att ha kalibrerat systemet, beräkna volymen kommer ut varje ventil, baserat på mikroflödessystem enhet dimensioner. För hög hastighet passiva pumpa (för att få maximalt flöde), beräkna inloppet tappa volym som behövs för att skapa ett inlopp droppe som besitter en 90deg kontakt vinkel med inlopp yta [2]. För paket skapande, beräkna ventil frekvens och öppet tider och tiderna ventilen som behövs för att aktivera två ventiler i sekvens. Som framgår av Figur 3, kan de två munstyckena riktas mot inloppet. Detta kan utökas till flera munstycken, som alla syftar till kanalen inlopp.
Representativa resultat:
När rätt kalibrerad med öppen ventil tider korrekt beräknad och munstyckena ordentligt syftar till inloppet ska användaren kunna se flödet passivt pumpas (figur 4). En explosion av flytande shOuld kommer ut ur ventilen och nå inloppet. Eftersom vätskan når inloppet, finns det en omedelbar kollaps av inloppet droppe i kanalen, mot utloppet. Flytande i kanalen rör sig endast under en kollaps av ett inlopp släppa. Komplett vätska rörlighet inom kanalen stannar vid slutet av nedgången kollaps, som föreskriver omedelbar flytande stopp och väl definierade fluidic gränser (i fallet att användaren flödar flera vätskor). Varaktigheten av drop kollaps beror på inloppet radie och volymen av inloppet minska [1]. I vår experimentuppställning och design sker inlopp släppa kollaps inom loppet av några millisekunder.
Figur 1. PDMS mikroflödessystem enhet med ett inlopp, vänster, och ett uttag, höger. Vänligen klicka här för att se en större version av figur 1.
Figur 2. Reservoir system och ventil setup. Vänligen klicka här för att se en större version av figur 2.
Figur 3. Två ventiler, båda syftar till en enda inlopp en mikroflödessystem enhet. Vänligen klicka här för att se en större version av figur 3.
Figur 4. Time-steg sekvens (33 millisekunder) för in-drop kollaps efter vätska kastas ut från en ventil. Vänligen klicka här för att se en större version av figur 4.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
- För hög hastighet passiva pumpning, om rätt kombination av frekvens och per puls volym (på grund av rätt öppen tid) väljs, bör användaren se vad som verkar vara en statisk droppe eller skal på inlopp och ett mycket snabbt flöde inuti kanal. Om overflow uppträder, den öppna tiden och / eller frekvens är för höga.
- För att upptäcka fart / ytspänning interaktioner, bör användaren pumpen en puls i taget och observera inom kanalen miljön samtidigt som pulsen pågår (från början till slut). Det rekommenderas av författarna att använda fluorescerande pärlor att ge en exakt skildring av intra-kanal vätska beteende. Efter kollapsen av en droppe i inloppet användaren ska se, inne i kanalen, förflyttning av pärlor mot utloppet. Med hjälp av en höghastighetskamera kan användaren konstatera att kulorna gå framåt (mot utlopp) en viss sträcka och sedan lider av en liten återflöde innan man kommer till en komplett och plötsligt stopp. Om inloppet droppe observeras samtidigt som den inom kanalen medium, bör användaren notera att de små återflödet av pärlor motsvarar en liten men plötsligt återhämtning i inloppet droppe. Detta tyder på att det finns en drivkraft / ytspänning relation i den vätska som passivt pumpas, främst i vätskan droppar levereras vid inloppet. Drivkraften är antingen dynamiken från ventilerna till inloppet släppa och / eller dynamik som skapats av drop kollapsa. Oavsett vilket är denna drivkraft överförs till intra-kanal vätska hastighet. Momentum och dess konsekvenser är något som måste studeras mer i framtiden och kan ha många potentiella tillämpningar.
- Om munstyckena syftar till att vikarna på en mycket flack vinkel, kan kraften i droppar resultera i ett antal olika förändringar i droppen kollaps fenomen. Till exempel, om färgämnen används i vätskan, kan användaren följa en virvlande av vätskan vid inloppet och därmed se en blandning av färger snarare än enstaka färgämnet färger pumpas in i kanalen, vilket tyder på att vätskor vid inloppet har varit blandade under kollaps. I vissa fall kan detta vara problematiskt att få exakta vätska börser, men i andra program kan det visa sig vara fördelaktigt att främja blandning av vätskor. I fall av mycket extrema grunda vinklar munstycken i kombination med droppar av hög hastighet, kan användaren följa dropparna "studsar" i inloppet, eftersom tempot i nedgången blir för stor för att den ska sammanfalla med inlopp drop .
- När passivt pumpa vätska i ett mikroflödessystem enhet, är den vätska hastigheten en funktion av enhetens storlek och vätska egenskaper som visas i ekvation (1) till (4). Trycket från en droppe vätska är omvänt proportionell mot nedgången radie, dvs en större nedgång radie ger mindre körning tryck. Om kanalen bredd och höjd växer i proportion med varandra, då större dessa dimensioner är, desto större hastighet kan vara. Men det kommer en punkt där stor kanal dimensioner ta en mikroflödessystem enheten i macrofluidic värld där gränsen mellan laminär och turbulent strömning möts. I denna del av Reynoldstal dessa ekvationer inte längre fungerar. Så för att hålla systemet i regionen laminärt flöde, en av dimensionerna kan bli större (kanal bredd) medan den andra är kvar konstant någonstans i mikro-skala (kanal höjd). Inloppet kan lämnas som en konstant eller kan skala med kanalbredd. Med dessa antaganden i åtanke, om inloppet skalor med kanalbredd, kommer det att komma en punkt där trycket från inloppet vätskan fallhöjden är mindre än det fluidic motståndet som en ökning av kanalbredd. När denna punkt är nådd, kommer en minskning av fluidic hastighet ses. Om inloppet är kvar konstant och bredden görs större, då hastigheten kommer att bli större tills den punkt där fluidic motståndet fick med en ökning av kanalbredd övermannar flödet fördelar som en ökning i tvärsnittsarea. Det är en delikat balans mellan kanal och inloppet dimensioner port och ytspänningen på vätskan droppe. Den största hastigheten för en kanal kan uppnås när kanalen höjd lika med kanalbredden, dvs en kvadratisk tvärsnittsarea. En fyrkantig tvärsnittsarea är den dimension som maximerar volymflödet och samtidigt minimera område ytkontakt, dvs största flöde med minst fluidic motstånd.
- Olika biologiska tillämpningar kräver sannolikt olika mikroflödessystem enhet mönster. Fördelen med passiva pumpning är att så länge det finns ett inlopp och ett utlopp, kommer passiva pumpa arbete. Det är också mycket bekvämt i det att den inte kräver mikroflödessystem enhet som ska limmas till underlaget. Detta gör att den kan användas med nästan alla typer av substrat. För att undvika den mänskliga faktorn eller höga kostnader, författarna använder Lee Bolagets VHS start kit tillsammans med LabVIEW (National Instruments). Detta system gör att användaren kan styra volymetrisk flöden och leveranstider samtidigt som en exakt och automatiserade metoden vätska leverans. Flera inlopp och utlopp kan också användas, men styrning av flödesriktningen är svårare i dessa scenarier.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Acknowledgments
Finansieringen från Wisconsin Institute of Discovery.
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).
