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Article de méthode

Méthodes de construction pour les dispositifs microfluidiques hybrides polycarbonate-silicium

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DOI :

10.3791/69640

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28 juillet 2026

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1Department of Bioengineering and Therapeutic Sciences, University of California, San Francisco, 2Department of Pediatrics, Division of Neonatology, University of California, San Francisco, 3Department of Pediatrics, Nemours Children's Health, 4Department of Pediatrics, Sidney Kimmel Medical College at Thomas Jefferson University

Dans cet article

Résumé

Ce protocole décrit trois méthodes de scellement simples pour fabriquer un dispositif microfluidique hybride intégrant des composants en polycarbonate et en silicium. En mettant en œuvre des stratégies de liaison solvant, de compression thermique et de compression mécanique, nous permettons des techniques d’étanchéité fiables à basse température qui évitent les équipements spécialisés pour les dispositifs microfluidiques hybrides.

Résumé

Les dispositifs microfluidiques hybrides combinant thermoplastiques avec des substrats rigides, tels que le silicium et le verre, permettent des applications biologiques avancées mais sont difficiles à lier en raison des différences de propriétés thermiques et mécaniques. Ces défis rendent les méthodes conventionnelles à haute température et haute pression inadaptées, ce qui motive le besoin de stratégies d’étanchéité alternatives. Ici, nous présentons trois stratégies d’étanchéité relativement peu coûteuses pour les dispositifs microfluidiques polycarbonate-silicium : la liaison solvant avec masquage protecteur afin de préserver la géométrie des canaux ; couche de liaison thermique basse température utilisant une couche intercalaire de polyéthylène basse densité (LDPE) de 100 μm ; et la compression mécanique avec un cordon to-ring servant de joint. Chaque approche nécessite des étapes de conception et d’assemblage adaptées afin d’assurer des joints étanches. Ces stratégies ne nécessitent ni équipement spécialisé ni infrastructure coûteuse, ce qui les rend bien adaptées au prototypage de dispositifs microfluidiques hybrides dans des laboratoires de recherche académiques et des environnements à ressources limitées. La liaison solvant produisait la plus grande résistance à la fuite (jusqu’à 692 mmHg) grâce à une interface robuste polycarbonate–polycarbonate, tandis que la compression du joint donnait les joints les plus reproductibles et visuellement propres avec une chute de pression minimale (2 mmHg à 10 mL/min). En revanche, la liaison LDPE a montré une intrusion de canal, une chute de pression élevée (196 mmHg) et des cas de délamination.

Introduction

Les systèmes microfluidiques permettent la manipulation contrôlée de petits volumes de fluides et sont devenus des outils essentiels dans les applications biomédicales, notamment les diagnostics au pointde soins 1,2, les plateformes organe-on-puce 3,4 et les technologies de capteurs 5,6. Malgré la diversité de leurs applications, ces dispositifs partagent des exigences fondamentales d’ingénierie : sélection appropriée des matériaux, stratégies de fabrication reproductibles et biocompatibilité durable 7,8. Ces exigences deviennent plus strictes dans les systèmes de contact sanguin, où les matériaux et les architectures de dispositifs doivent garantir l’hémocompatibilité, assurer un scellement robuste des fluides et maintenir des paramètres d’écoulement physiologiques tels que les contraintes de cisaillement et les gradients de pression 9,10,11.

Les systèmes microfluidiques hybrides intègrent les thermoplastiques avec des substrats rigides tels que le silicium et le verre, élargissant ainsi la fonctionnalité des dispositifs biomédicaux (Figure supplémentaire S1)12,13,14,15,16,17. Cette approche est particulièrement intéressante pour les applications de contact sanguin, où des composants en silicium ou en verre mécaniquement fragiles mais très précis sont couplés à des boîtiers polymères à faible coût pour permettre des conceptions évolutives etbiocompatibles 18,19,20,21,22,23,24 . Bien que les PDMS et les microdispositifs thermoplastiques restent courants en raison de leur simplicité de fabrication, ces matériaux limitent la résistance chimique, la durabilité mécanique et l’intégration de matériaux fonctionnels rigides, ce qui a motivé le développement d’architectureshybrides 25,26,27,28. Malgré les avantages des dispositifs hybrides, assembler des matériaux différents présente des défis inhérents. Les différences de dilatation thermique et de propriétés mécaniques peuvent compromettre l’intégrité de l’étanchéité, et les conditions de fabrication doivent être strictement contrôlées pour préserver l’hémocompatibilité, maintenir la géométrie du canal et éviter les dommages aux structures fragiles en silicium ou en verre. La réussite de la mise en œuvre des systèmes hybrides dépend donc de choix délibérés des propriétés des matériaux avec des stratégies de fabrication appropriées.

Les matériaux thermoplastiques, notamment le polycarbonate et le polyméthacrylate de méthyle (PMMA), sont largement utilisés dans les systèmes microfluidiques car ils offrent une résistance mécanique, une biocompatibilité, une efficacité de coûts et sont compatibles avec des stratégies de fabrication évolutives telles que la liaison par solvants, la thermocompression et les adhésifs12,29,30,31,32,33,34,35. En revanche, les substrats en silicium et en verre offrent une résistance chimique accrue et des géométries de haute précision, mais leur intégration avec les thermoplastiques reste techniquement difficile en raison des disparités de chimie des surfaces et des propriétésmécaniques 36,37,38,39. La liaison thermocompression conventionnelle peut soumettre des composants fragiles en silicium ou en verre à des pressions élevées, augmentant ainsi le risque de fissures. Alternativement, les approches à base d’adhésifs peuvent réduire les contraintes mécaniques mais introduire une variabilité dans l’uniformité des liaisons ou soulever des inquiétudes concernant la biocompatibilité à longterme 40.

Notre laboratoire développe des dispositifs de contact sanguin destinés à des fonctions de remplacement d’organes, notamment des oxygénateurs et deshémofiltres 17,21. Ces systèmes intègrent des membranes nanopores en silicium comme éléments fonctionnels actifs avec des boîtiers en polycarbonate qui établissent la voie de circulation sanguine et fournissent un support mécanique 18,19,21. La réalisation d’une fabrication robuste et évolutive de ces plateformes dépend d’un lien fiable entre ces matériaux différents.

Ce travail évalue trois approches de liaison développées pour répondre aux contraintes des méthodes conventionnelles d’assemblage haute température et haute pression utilisées pour les systèmes microfluidiques hybrides polycarbonate–silicium. La conception de la plateforme est issue d’efforts continus pour développer des composants modulaires pour un oxygénateur à membranemicrofluidique extracorporel 17. L’appareil intègre un boîtier rigide en polycarbonate qui assure une stabilité mécanique et définit un canal de circulation sanguine usiné, intégré à une membrane semi-perméable en silicium destinée à faciliter l’échange gazeux. Pour isoler la performance de liaison lors des essais, un substrat en silicium non poreux a été utilisé à la place de la membrane fonctionnelle.

Les trois approches de liaison évaluées étaient : 1) une méthode à base de solvant qui évite des charges mécaniques élevées et importantes grâce à une stratégie de masquage protecteur pour préserver la géométrie du canal, 2) une technique de liaison thermique à basse température incorporant une couche intercalaire en polyéthylène basse densité (LDPE) de 100 μm entre des plaques de polycarbonate, et 3) une configuration mécaniquement étanchée utilisant un cordon de joint torique positionné autour du canal fluidique. Ces stratégies ont été systématiquement comparées afin de déterminer leur faisabilité et leur fiabilité pour le prototypage rapide de dispositifs microfluidiques hybrides en laboratoire de recherche. Toutes les méthodes ont été conçues pour permettre un assemblage à basse température tout en supportant des pressions de fonctionnement modérées (10–700 mmHg) et des conditions de débit pertinentes pour les systèmes microfluidiques en contact sanguin. L’article suivant s’appuie sur un chapitre de la thèse du premier auteur41.

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Protocole

1. Conception de l’appareil : modifications de boîtiers en polycarbonate

REMARQUE : Chaque stratégie de collage nécessitait une modification ciblée de la conception du boîtier en polycarbonate. La disposition microfluidique de base a donc été adaptée pour faciliter la mise en œuvre simple et efficace de différentes approches de liaison pour nos dispositifs hybrides. Les fichiers de conception des dispositifs sont fournis dans le Fichier Supplémentaire 1.

  1. Conception générale des logements
    1. Concevez la couche de polycarbonate avec un siège encastré pour la puce de silicium avec une ouverture intérieure périmétrique contenant de l’adhésif époxy.
  2. Considérations de conception pour la liaison LDPE
    1. Inclure des trous d’épingle dans le boîtier pour permettre un alignement précis des couches de polycarbonate et de la feuille de LDPE.
    2. Tenez compte de la hauteur supplémentaire du canal créée par l’épaisseur de la couche de LDPE.
    3. Assurez-vous que les caractéristiques finales de conception en LDPE sont les suivantes : surface scellée : ~15cm 2, hauteur du canal cible : 200 μm.
  3. Considérations de conception pour la liaison solvant
    1. Incluez des trous pour les goupilles afin de permettre l’alignement entre les couches de polycarbonate.
    2. Ajustez la hauteur du canal pour compenser la réduction potentielle de hauteur après la liaison au solvant.
    3. Créez un rebord ou une corniche en enfonçant les bords d’une pièce en polycarbonate. Cela facilite l’évasion du solvant à l’interface de liaison.
    4. Assurez-vous que les caractéristiques finales de conception du solvant sont les suivantes : surface scellée : ~11cm 2, hauteur du canal cible : 200 μm.
  4. Considérations de conception pour la liaison par compression de joint
    1. Concevez un préla-joint pour un cordon de joint qui suit le chemin du canal fluidique. Dimensionnez le gland pour obtenir une compression d’environ 25 % de la section transversale du joint sélectionné.
    2. Inclure le gland de joint dans la pièce inférieure en polycarbonate ; Concevez la surface supérieure en polycarbonate pour qu’elle soit plate.
    3. Ajoutez des trous de boulons autour du périmètre pour permettre la présence de vis. Pour obtenir une compression uniforme, utilisez des rondelles ou des plaques de compression solides. Utilisez des boulons pour l’alignement des couches lors de l’assemblage, au lieu de goupilles à cheville.
    4. Assurez-vous que les caractéristiques finales du joint sont les suivantes : surface scellée : ~3cm 2, hauteur du canal cible : 200 μm.

2. Fabrication et préparation des couches de dispositifs

  1. Fabriquez le boîtier en polycarbonate.
    1. Fabriquez les couches de polycarbonate selon les spécifications de conception en utilisant une méthode appropriée (par exemple, fraisage CNC). Pour suivre ce protocole, effectuez un usinage CNC afin d’obtenir une surface de collage plate et une rugosité de surface de 0,8 μm.
      REMARQUE : L’impression 3D a également été évaluée mais a entraîné un courbement, ce qui a réduit la surface de collage efficace.
  2. Nettoyez les boîtiers en polycarbonate et les puces en silicium.
    1. Inspectez et nettoyez les boîtiers fabriqués pour détecter les débris, les fraises ou les résidus d’usinage sous grossissement optique. Rincez soigneusement les pièces avec de l’alcool isopropylique et laissez sécher complètement à température ambiante.
    2. Inspectez et nettoyez les puces de silicium pour détecter des défauts ou des résidus en excès. Nettoyez si nécessaire à l’aide d’alcool isopropylique pour éliminer les particules particulaires.
      REMARQUE : Aucune autre préparation de surface n’a été intégrée aux fins de cette évaluation.
  3. Préparez de la colle époxy.
    1. Mélangez une époxy en deux parties selon les instructions du fabricant. Laissez l’époxy durcir partiellement à température ambiante jusqu’à atteindre une viscosité plus épaisse, adaptée à une application précise.
  4. Appliquez de l’époxy et montez la puce en silicium.
    1. Chargez l’époxy visqueux dans une seringue équipée d’une aiguille de distributeur. Appliquez une bille contrôlée d’époxy dans la mange entourant le siège à puces.
    2. Placez délicatement la puce en silicium dans le siège encastré, en assurant un contact complet avec l’époxy et sans bulles d’air emprisonnées. Appliquez de l’époxy supplémentaire si nécessaire pour combler les éventuels espaces.
      REMARQUE : L’utilisation d’époxy visqueuse partiellement durcie minimise le débordement au-delà de la zone de liaison. Cependant, les bulles piégées peuvent créer des points de rupture, il faut donc envisager de dégazer ou de faire ressortir les bulles résiduelles de la creuse.
  5. Guérissez le lien principal.
    1. Laissez l’ensemble durcir à température ambiante ou à basse température (<40 °C).
      REMARQUE : Évitez un chauffage excessif, car le polycarbonate a une faible température de transition vitreuse (150 °C), ce qui peut entraîner des déformations ou des courbages.
  6. Bouchez les espaces résiduels.
    1. Préparez un nouveau lot d’époxy et chargez-le dans une seringue équipée d’une fine aiguille (aiguille de 27–30 G). Faites passer une fine perle d’époxy le long de la jointure périphérique entre le boîtier en silicium et en polycarbonate, permettant à l’époxy de combler les fissures. Laissez la couche d’époxy scellante durcir complètement avant de la manipuler davantage.

3. Liaison solvant

  1. Appliquez du ruban adhésif pour délimiter les parois des chenaux. Ruban adhésif découpé au laser pour correspondre à la forme des parois du canal.
    REMARQUE : Le ruban de diagnostic microfluidique a été utilisé pour les parois temporaires des canaux (voir le tableau des matériaux).
  2. Retirez une couche de liner du ruban. Alignez et appliquez le ruban sur les surfaces de la paroi du canal à l’aide de goupilles à chevilles pour l’alignement.
  3. Enduire le canal fluidique d’alcool polyvinylique (PVA). Ajoutez assez de solution PVA à 1 % pour couvrir toute la zone du canal fluidique. Laissez la solution PVA sécher complètement à température ambiante.
    REMARQUE : Le PVA ne se dissout pas facilement dans le dichlorométhane, protégeant ainsi l’époxy, le silicium ainsi que les revêtements tels que le PDMS et le PEG.
  4. Retirez le masque adhésif. Une fois la couche de PVA complètement durcie, décollez soigneusement l’adhésif double face, laissant un canal fluidique recouvert de PVA. Inspectez et, si nécessaire, nettoyez toute colle résiduelle sur les parois du canal.
  5. Assemblez les couches de polycarbonate. Alignez les boîtiers en polycarbonate supérieur et inférieur à l’aide de goupilles à chevillet.
  6. Appliquez le solvant le long de l’interface de liaison.
    1. Remplissez une seringue de 5 mL avec une aiguille de 30 G avec le solvant choisi (par exemple, dichlorométhane, acétone). Positionnez la pointe de la seringue au niveau du rebord ou du rebord créé dans la conception de l’appareil. Distribuez soigneusement le solvant le long du rebord ou du rebord des deux côtés de l’ensemble, permettant au solvant de s’infiltrer dans l’interface de liaison et d’atteindre la barrière PVA.
      REMARQUE : Effectuez toute la manipulation des solvants dans une hotte chimique en portant des gants et une protection oculaire. Distribuez le solvant progressivement pour minimiser la formation de bulles à l’interface. ATTENTION : Jetez l’excès de solvant dans un contenant de déchets chimiques étiqueté et approprié, conformément aux directives institutionnelles.
  7. Appliquez de la pression et guérissez.
    1. Placez un poids modéré (environ 2 à 3 lbs) uniformément sur l’appareil assemblé. Laissez l’appareil durcir complètement à température ambiante pendant 10 à 15 minutes.
    2. Au microscope, assurez-vous qu’aucune grosse bulle n’est présente pour réduire les points de rupture.
  8. Retirez la couche sacrificielle PVA. Après la durciture, faites écouler de l’eau déionisée à 80 °C à travers le canal fluidique à faible débit (1–5 mL/min) pendant un minimum de 3 h pour dissoudre et retirer le revêtement PVA. Laissez jusqu’à 24 heures d’eau écouler pour garantir un retrait complet du PVA.
    1. Inspectez visuellement l’appareil pour détecter des résidus de PVA dans le canal. Si l’EVP est apparent, répétez le flux d’eau jusqu’à ce qu’aucun PVA ne soit visiblement visible.

4. Collage LDPE

  1. Préparez des feuilles de collage en LDPE. Feuilles de polyéthylène basse densité (LDPE) découpées au laser pour correspondre à la forme des régions des parois du canal. Pour une feuille de LDPE de 100 à 200 μm, utilisez 75 % de puissance et 100 % de vitesse pour la découpeuse laser de bureau référencée (voir le tableau des matériaux).
  2. Nettoyez les feuilles de LDPE.
    1. Inspectez les feuilles de LDPE découpées au laser pour détecter des cendres, des résidus ou des particules. Rincez soigneusement avec de l’alcool isopropylique (IPA) et laissez sécher complètement.
  3. Assemblez le boîtier avec des couches de LDPE.
    1. Alignez les découpes en LDPE sur les parois latérales du canal fluide à l’aide de goupilles à chevilles pour l’alignement. Placez la pièce supérieure en polycarbonate sur l’ensemble inférieur, en sandwichant les couches de LDPE à l’interface de collage.
  4. Fixez l’ensemble dans un four chauffé.
    1. Placez le boîtier assemblé dans un four programmable préchauffé réglé à 145 °C avec un capteur de température.
    2. Appliquez une pression modérée (2 à 3 livres par pouce carré (PSI)) sur le dessus de l’ensemble à l’aide d’un poids calibré tel qu’une plaque métallique.
  5. Terminez l’assemblage.
    1. Après 2 heures, retirez l’ensemble du four. Assurez une transparence uniforme du LDPE sur toute la surface de la colle. Laissez l’appareil refroidir à température ambiante dans des conditions ambiantes.

5. Étanchéité du joint

  1. Coupez et placez le joint.
    1. Coupez le matériau du cordon de joint à la longueur requise pour correspondre au trajet du canal fluidique.
    2. Placez le cordon de joint dans le gland de joint situé dans le boîtier en polycarbonate inférieur, assurant un ajustement serré et continu sur tout le parcours.
  2. Assemble le boîtier.
    1. Alignez la pièce supérieure en polycarbonate avec la pièce inférieure à l’aide de boulons pour l’alignement. Insérez des boulons à travers la couche supérieure et dans l’écrou hexagonal, y compris des rondelles ou une plaque de compression selon les besoins pour répartir la pression uniformément.
  3. Serrez les boulons pour sceller l’ensemble.
    1. Serrez chaque vis à la main pour maintenir les boulons et l’appareil en place.
    2. Utilisez une clé dynamométrique pour serrer chaque vis, en se déplaçant en croix.
    3. Serrez à 0,5 lb-in pour éviter de fissurer la puce de silicium ou de déformer le boîtier en polycarbonate. Serrez davantage si nécessaire.
      REMARQUE : Une compression uniforme est essentielle pour assurer une étanchéité étanche et éviter la fissuration du silicium.

6. Sortie d’entrée (E/S)

REMARQUE : Les étapes suivantes ont été optimisées pour évaluer la conception de notre dispositif hybride, comme décrit dans le reste du protocole. Les étapes suivantes de cette section ne sont pas requises pour l’utilisation des techniques de collage. Le design du port d’E/S utilisé dans cette partie a été ajouté au Fichier Supplémentaire 1.

  1. Concevoir et fabriquer le port d’E/S approprié pour la conception microfluidique.
    1. Concevez un port d’E/S qui peut s’adapter à la conception microfluidique et se connecter à un circuit fluidique (c’est-à-dire un raccord à tubes, verrouillage luer).
    2. Imprimer en 3D le design avec une imprimante 3D haute précision.
      REMARQUE : D’autres ports d’E/S peuvent être utilisés pour la conception, tels que des ports d’E/S achetés ou des connecteurs verrouillés par luer.
  2. Connectez les ports d’E/S au dispositif microfluidique assemblé.
    1. Préparez de l’époxy selon les instructions du fabricant et placez-le dans une seringue de 1 mL avec une aiguille de 27 G.
    2. Distribuez 100 à 200 μL sur la face des ports d’E/S, en veillant à ne pas avoir d’époxy dans le chemin de l’écoulement, et connectez les ports d’E/S aux ports du dispositif microfluidique. Laissez durcir pendant 24 heures.

7. Test de l’appareil

  1. Connectez le dispositif microfluidique hybride à un circuit fluidique.
    1. À l’aide d’un tuyau de pompe péristaltique (voir le tableau des matériaux), connectez en série un réservoir d’eau, une pompe à rouleaux, un capteur de pression et un dispositif microfluidique hybride.
    2. Placez le capteur de pression aussi près que possible de l’entrée de l’appareil pour garantir des mesures de pression précises.
  2. Tests de pression et de fuite
    1. Pomper l’eau à travers le circuit à un débit initial de 10 mL/min.
    2. Augmentez le débit par incréments de 10 mL/min chaque minute.
    3. Mesurez et enregistrez la pression à chaque débit. Si une pression supplémentaire est nécessaire, ajoutez une restriction d’aiguille en aval de l’appareil pour augmenter la résistance du circuit.
    4. Définissez la pression nominale comme la pression à laquelle la première fuite visible se produit.
  3. Essais de la chute de pression
    1. En utilisant le même circuit, insérez un second capteur de pression immédiatement en aval de l’appareil.
    2. Écoulez l’eau à un débit sélectionné (10 mL/min dans cette étude).
    3. Calculez la chute de pression à travers l’appareil comme la différence entre les mesures de pression avant et après l’appareil.

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Résultats

La Figure 1 résume la séquence globale d’assemblage des trois approches de liaison évaluées dans cette étude. L’architecture du dispositif se composait de deux couches de polycarbonate usinées, chacune incorporant un canal fluidique. Un élément en silicium était fixé à chaque couche pour compléter la moitié du chemin d’écoulement prévu. Les stratégies d’étanchéité sélectionnées ont ensuite été utilisées pour unir les deux assemblages en polycarbonate, enferm...

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Discussion

Un boîtier et un scellement fiables continuent de présenter des défis importants dans les systèmes microfluidiques hybrides, en particulier lorsque l’intégrité structurelle doit être maintenue lors du fonctionnement sous pression. La fabrication standard de dispositifs microfluidiques a exploité un large éventail de stratégies de collage, notamment le soudage laser, le collage thermique, les couches adhésives et la modification chimique des surfaces, selon le maté...

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Déclarations de divulgation

SR est le fondateur de Silicon Kidney. NCH, DGB et SR sont co-inventeurs d’un brevet provisoire lié à la technologie décrite dans ce manuscrit. Les auteurs n’ont aucun autre intérêt concurrent à déclarer.

Remerciements

Merci au Dr Dorian Liepmann de l’UC Berkeley pour ses conseils et son expertise en fabrication de dispositifs microfluidiques.

Financement : Subvention des National Institutes of Health U01 EB025136, subvention des National Institutes of Health R21 HD113527, subvention PR2104827 du Département de la Défense, Programme de développement des scientifiques pédiatriques & March of Dimes, National Institutes of Health K12HD047349

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Matériaux

Liste des matériaux utilisés dans cet article
NomEntrepriseNuméro de catalogueCommentaires
.040" (1.00 mm) Buna-N 70 O-Ring Cord StockThe O-Ring StoreN70.040Joint de 1 mm utilisé dans l'assemblage ; diamètre ajustable selon la conception
18-8 Stainless Steel Dowel PinMcMaster90144A876Utilisé pour l'alignement dans le collage par solvant et le LDPE
18-8 Stainless Steel WasherMcMaster92141A006Utilisé dans l'assemblage de compression de joint
316 Stainless Steel Ultra-Low-Profile Socket Head ScrewMcMaster91223A315Vis utilisées dans l'assemblage de joint
Logiciel CADOnShape ou SolidWorks (ou équivalent)Utilisé pour la conception du dispositif
Découpeuse laser CO2 de bureauUniversal Laser Systems (ou équivalent)Utilisée pour la découpe de feuilles de LDPE et de ruban adhésif
Dichlorométhane, anhydre, 99,7+%ThermoFisher047352.M1Solvant utilisé pour le collage par solvant
Tournevis à couple numériqueChecklineTSD-400Utilisé pour appliquer une compression contrôlée dans l'assemblage de joint
Résine époxy, deux composantsEpoxy Technology (ou équivalent)MED-302Utilisé pour coller le silicium au polycarbonate
Écrou hexagonal, acier à faible résistanceMcMaster90480A007Utilisé avec des vis pour la compression de joint
Film de polyéthylène basse densité (LDPE)McMaster8593K71Feuille LDPE de 100-200 µm pour le collage thermique
Ruban adhésif de diagnostic microfluidique3M9965; 9972AUtilisé comme couche de masquage temporaire pendant le collage par solvant
Tuyaux de pompe péristaltique (équivalent taille 16)Masterflex (ou équivalent)Compatible avec la pompe à rouleau utilisée dans les tests
Boîtier en polycarbonate (usinées)Xometry (ou équivalent)Calques de dispositif en polycarbonate usinés par CNC
Capteur de pressionUtilisé pour mesurer les pressions d'entrée et de sortie
Four de laboratoire programmableCapable de maintenir 145 °C pour le collage LDPE
Pompe à rouleauUtilisé pour les tests de pression et de débit
Substrat en silicium (puce solide)MicroDicing (ou équivalent)Utilisé comme composant en silicium modèle
Aiguilles de distribution en acier inoxydable avec verrou LuerMcMaster75165A688Utilisé pour la distribution d'époxy et de solvant

Références

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