Opracowano nowy system mikrofluidyczny wykorzystujący zjawisko pompowania pasywnego oraz sterowany przez użytkownika system dostarczania płynów. Ze względu na niski koszt, łatwość obsługi, precyzję objętościową, wysoką prędkość, powtarzalność i automatyzację, system mikrofluidyczny ten ma potencjał do zastosowania w szerokim zakresie aplikacji biologicznych.
Subskrypcja JoVE jest wymagana do oglądania tego materiału. Zaloguj się lub rozpocznij bezpłatny okres próbny.
Artykuł metodologiczny
Szybki system dostarczania oparty na kropelkach do pompowania pasywnego w urządzeniach mikroprzepływowych
W tym artykule
Podsumowanie
Streszczenie
Opracowano nowy system mikrofluidyczny, który wykorzystuje zjawisko pompowania pasywnego wraz z kontrolowanym przez użytkownika systemem dostarczania płynów opartym na kropelkach. Pompowanie pasywne to zjawisko, w którym różnice ciśnień wywołane napięciem powierzchniowym napędzają ruch cieczy w zamkniętych kanałach. Zautomatyzowany system dostarczania płynów składa się z zestawu zaworów sterowanych napięciem z mikrodyszami, podłączonych do zbiornika z cieczą oraz systemu sterowania. Zawory sterowane napięciem umożliwiają wolumetrycznie precyzyjne dostarczanie kropelek cieczy do wlotu urządzenia mikrofluidycznego z wysoką częstotliwością. W oparciu o wymiary przedstawione w przykładzie w niniejszym badaniu, system jest w stanie przepływać 4 mililitry na minutę (przez kanał o przekroju 2,2 mm na 260 µm). Przy tych samych wymiarach kanału wymiana cieczy w punkcie wewnątrz kanału może zostać osiągnięta w czasie tak krótkim, jak osiem milisekund. Zaobserwowano współzależność między pędem układu (nadanym przez kombinację kropelek tworzonych przez zawory i prędkość cieczy w kanale) a napięciem powierzchniowym cieczy. Podczas gdy pęd nadaje prędkość przepływowi cieczy (lub odwrotnie), wyrównanie napięcia powierzchniowego na wlocie powoduje nagłe zatrzymanie każdego przepływu. To gwałtowne zatrzymanie pozwala użytkownikowi kontrolować charakterystykę przepływu w kanale i otwiera drogę do różnorodnych zastosowań biologicznych, od dostarczania odczynników po badania nad oddziaływaniem leków na komórki. Zaobserwowano również, że gdy dysze są skierowane na wlot pod niewielkimi kątami, pęd kropelek może powodować dodatkowe interesujące zjawiska fluidalne, takie jak mieszanie się wielu kropelek w wlocie.
Protokół
W niniejszym raporcie prezentujemy metodę dostarczania cieczy wykorzystującą napięcie powierzchniowe małych kropel do przepompowania pożądanej objętości przez kanał mikroprzepływowy w celu uzyskania szeregu różnych zjawisk płynowych. Na przykład użytkownik może chcieć przepływać jedną ciecz tak szybko, jak to możliwe, lub dostarczać wiele cieczy w szybkiej sekwencji, aby stworzyć określone wzory płynowe. Aby to osiągnąć, użytkownik musi najpierw opracować zastosowanie oparte na urządzeniu mikroprzepływowym. Urządzenie mikroprzepływowe nie musi być zbondowane, ale powinno być wykonane z materiału hydrofilowego. W związku z tym metodę tę można wykorzystać w niemal każdym urządzeniu mikroprzepływowym, przy czym wydajność jest w dużej mierze determinowana przez ograniczenia geometryczne kanału mikroprzepływowego. Aby ułatwić nawigację po ograniczeniach geometrycznych tej metody, w pierwszej kolejności przedstawiono wprowadzenie do odpowiedniej analizy numerycznej.
- Metody analityczne: Zgodnie z prawem Laplace'a i prawem Washburna [1], szybkość przepływu w kanale mikrofluidycznym można powiązać z jego wymiarami oraz właściwościami płynącej cieczy, co przedstawiono w równaniu (1),
(1)
gdzie ΔP to różnica ciśnień między wlotem a wylotem, γ to napięcie powierzchniowe cieczy, R to promień kropli na wlocie, Q to szybkość przepływu, a K to opór hydrauliczny opisany równaniem (2),
(2)
gdzie η to lepkość cieczy, L0 to długość kanału, h to wysokość kanału, w to szerokość kanału, λ=w/h oraz g (λ) =1,5 jeżeli λ >4,45 lub
jeżeli λ < 4,45. Po podstawieniu równania (2) do równania (1), przy założeniu, że h (3)
Tę samą analizę można przeprowadzić dla prędkości płynu wewnątrz kanału, wiedząc, że Q=VA, gdzie V to średnia prędkość płynu, a A to pole przekroju poprzecznego, czyli hw. Podstawiając te wartości do równania (3), otrzymuje się równanie (4),
(4)
Ważnym pojęciem mechanicznym często stosowanym w biologii mikrofluidycznej jest naprężenie ścinające, które wiąże się z szybkością przepływu i prędkością zgodnie z równaniem (5),
(5)
Znajomość zależności między szybkością przepływu, prędkością i ich fizycznymi skutkami jako funkcją wymiarów kanału i właściwości płynu jest kluczowa przy projektowaniu urządzenia mikrofluidycznego do określonego celu. Po stworzeniu urządzenia użytkownik musi skalibrować system dozowania płynów, aby uzyskać pożądane charakterystyki przepływu wewnątrz urządzenia. - Kroki konfiguracji i kalibracji systemu dozowania:
- Stworzyć urządzenie mikrofluidyczne metodą soft-litografii przy użyciu polidimetylosiloksanu (PDMS, Sylgard 184, Dow Corning) [2]. W JoVE znajduje się szereg artykułów ilustrujących metody wytwarzania urządzeń mikrofluidycznych z PDMS [5]. W tej demonstracji wybraliśmy prosty kanał prosty o następujących wymiarach: szerokość 2,2mm, długość 10mm i wysokość 260µm. Średnice wlotu i wylotu wynoszą odpowiednio 1,8mm i 5,1mm (rycina 1). Odwracalnie przymocować urządzenie z PDMS do szkiełka przedmiotowego poprzez dociśnięcie go do szkiełka (lub innego odpowiedniego podłoża) i usunięcie pęcherzyków powietrza [5]. Odwracalne mocowanie umożliwia wielokrotne wykorzystanie urządzenia. Metodę tę można stosować również w przypadku urządzeń trwale związanych, choć nie jest to wymagane.
- Wypełnić urządzenie cieczą. Hydrofobowy charakter PDMS oraz hydrofilowy charakter szkła ułatwiają przemieszczenie kropli umieszczonej na wlocie lub wylocie do wnętrza kanału. Jeśli kropla cieczy nie przemieszcza się do kanału samoistnie lub jeśli do kanału dostaną się pęcherzyki, użytkownik może nałożyć kroplę cieczy na wlocie lub wylocie i użyć pipety na przeciwległym końcu, aby zassać ciecz przez kanał. Inną metodą ułatwiającą wprowadzanie cieczy do kanału jest oddzielenie urządzenia z PDMS od szkiełka i delikatne oczyszczenie obu elementów etanolem. Przywraca to PDMS-owi i szkiełku ich odpowiednio hydrofobowe i hydrofilowe właściwości, które mogły ulec osłabieniu w czasie i w wyniku użytkowania.
- Po wypełnieniu urządzenia cieczą, umieścić małą kroplę na wlocie i większą kroplę na wylocie. Upewnić się, że zachodzi pompowanie pasywne, obserwując zapadanie się małej kropli na wlocie oraz przepływ cieczy w stronę wylotu. Ponownie sprawdzić, czy wewnątrz kanału nie ma pęcherzyków.
- Używając zestawu startowego do mikrodozowania VHS firmy The Lee Company [3], złożyć jeden lub więcej zaworów (konfiguracja zaworów na rycini 2) składających się z zaworu Lee VHS M/2 24 Volt, dysz 0,062 MINSTAC o rozmiarze otworu 0,0100", adaptera Lee 0,062 Minstac do miękkich rurek, sterownika Lee Spike and Hold (do sterowania przez użytkownika, niewidoczny na rysunku) oraz zestawu przewodów prowadzących (łączących zawór ze sterownikiem Spike and Hold, niewidoczny na rysunku).
- Łatwym sposobem mocowania zaworów jest użycie miniaturowych uchwytów Bioscience tools (rycina 2) [4]. Umożliwiają one precyzyjne celowanie i utrzymywanie zaworu w określonej pozycji podczas eksperymentu poprzez przyklejenie zaworu do jednego końca uchwytu i zastosowanie podstawy magnetycznej (niewidocznej na rysunku) po drugiej stronie.
- Przygotować system zbiorników, który zostanie umieszczony kilka stóp nad urządzeniem mikrofluidycznym z PDMS (w naszym przypadku użyliśmy strzykawek o pojemności ¾ uncji otwartych do otoczenia, patrz rycina 2). Zbiornik zapewnia wysokość ciśnienia napędzającą dysze, przy czym ciśnienie jest proporcjonalne do wysokości zbiornika. Alternatywnie zawory dysz mogą być poddawane ciśnieniu za pomocą różnych metod (np. sprężonego gazu). Do strzykawki przymocować igłę. Typowa igła strzykawki łatwo dopasowuje się do rurki o średnicy wewnętrznej 1,14 mm. Rurka 1,14 mm łatwo łączy się z rurką o średnicy wewnętrznej 1,58 mm (1/16”), która następnie łączy się z „Soft Tube Adapter” zaworu. Aby zapobiec wyciekom cieczy w połączeniu rurek 1,14 mm i 1,58 mm, można zastosować PDMS jako uszczelniacz. Po utworzeniu linii między igłą strzykawki a zaworem firmy Lee Co., wypełnić zbiorniki w strzykawkach cieczą. Dodatkowa strzykawka i zawór mogą pomóc w procesie odpowietrzania (pokazane, ale nieopisane na rycini 2). Przyłożyć magnes do boku zaworu; w ten sposób odpowietrza się te zawory (są to normalnie zamknięte zawory elektromagnetyczne) i obserwować, jak ciecz zaczyna płynąć ze zbiornika przez zawór i wypływać przez dyszę 0,0100’’.
- Skalibrować system, wybierając czas otwarcia zaworu (czas otwarcia to czas, w którym zawór przepuszcza ciecz w jednym impulsie) oraz częstotliwość (liczba impulsów na sekundę). Aktywować jeden zawór przez wybrany okres (około minuty, należy zapamiętać całkowity czas pracy). Zważyć ciecz dostarczoną przez zawór. Znając całkowity czas pracy, częstotliwość i czas otwarcia na impuls, obliczyć masę w gramach na milisekundę wyrzucaną z zaworu. Ta wartość „gramów na milisekundę” pozwoli dobrać czas otwarcia dla dowolnej objętości, jaką użytkownik chce dostarczyć z zaworu.
Przykład: System aktywowany przez minutę (60 sekund). Częstotliwość wynosiła 15 Hz (15 impulsów w jednej sekundzie). Czas otwarcia na pojedynczy impuls wynosił 20 milisekund (ms).
(20ms)(15Hz)(60s)=18000ms.
Oznacza to, że z 60 000 ms w ciągu jednej minuty zawór był faktycznie otwarty przez 18 000 ms.
Przyjmijmy, że masa podanego płynu wynosiła 5 gramów. Wówczas
5 g / 18000 ms = 2,78e-4 g/ms.
W przypadku wody, której gęstość wynosi 1 g/mL,
2,78e-4 g/ms = 2,78e-4 mL/ms.
Po kalibracji objętość kropli zależy od czasu otwarcia. Na przykład przy czasie otwarcia wynoszącym 20ms, przy zachowaniu wszystkich parametrów takich samych jak w poprzednim przykładzie,
(2,78e-4 mL/ms)(20 ms) = 5,56e-3 mL = 5,56 μL.
Aby wyznaczyć czas otwarcia y niezbędny do utworzenia kropli o objętości x mikrolitrów (μL),
(x μL) / [(2,78e-4 mL/ms)(1000 μL/mL)] = y ms
8) Skieruj jedną lub więcej dysz do wlotu urządzenia PDMS (rycina 3). Po skalibrowaniu systemu oblicz objętość wypływającą z każdego zaworu na podstawie wymiarów urządzenia mikrofluidycznego. W przypadku pasywnego pompowania z dużą prędkością (w celu uzyskania maksymalnego natężenia przepływu), oblicz objętość kropli wlotowej niezbędną do utworzenia kropli, która tworzy kąt zwilżania 90deg z powierzchnią wlotową [2]. W celu tworzenia pakietów oblicz częstotliwość i czasy otwarcia zaworów oraz timingi zaworów niezbędne do sekwencyjnej aktywacji dwóch zaworów. Jak pokazano na rycini 3, dwie dysze mogą być skierowane na wlot. Można to rozszerzyć na wiele dysz, wszystkie skierowane do wlotu kanału.
Reprezentatywne wyniki:
Po prawidłowej kalibracji, przy poprawnie obliczonych czasach otwarcia zaworu i odpowiednim skierowaniu dysz na wlot, użytkownik powinien zaobserwować przepływ pompowany pasywnie (rycina 4). Z zaworu powinien wydostać się strumień cieczy, który dotrze do wlotu. W momencie dotarcia cieczy do wlotu następuje natychmiastowe zapadnięcie się kropli wlotowej do kanału, w kierunku wylotu. Ciecz wewnątrz kanału przemieszcza się wyłącznie podczas zapadania się kropli wlotowej. Całkowity ruch płynu w kanale ustaje z końcem zapadania się kropli, co zapewnia natychmiastowe zatrzymanie płynu i dobrze zdefiniowane granice fluidyczne (w przypadku przepływu wielu cieczy). Czas zapadania się kropli zależy od promienia otworu wlotowego oraz objętości kropli wlotowej [1]. W naszej konfiguracji i konstrukcji eksperymentalnej zapadanie się kropli wlotowej następuje w ciągu kilku milisekund.
Rysunek 1. Mikrofluidyczne urządzenie z PDMS z jednym wlotem po lewej i jednym wylotem po prawej stronie. Prosimy kliknąć tutaj, aby zobaczyć większą wersję rysunku 1.
Rysunek 2. System zbiornika i konfiguracja zaworu. Prosimy kliknąć tutaj, aby zobaczyć powiększoną wersję rysunku 2.
Rysunek 3. Dwa zawory, oba skierowane do jednego wlotu urządzenia mikrofluidycznego. Prosimy kliknąć tutaj, aby zobaczyć powiększoną wersję rysunku 3.
Rysunek 4. Sekwencja kroków czasowych (33 milisekundy) zapadania się kropli wlotowej po wyrzuceniu płynu z zaworu. Prosimy kliknąć tutaj, aby zobaczyć powiększoną wersję rysunku 4.
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Dyskusja
- W przypadku wysokoprzepływowego pompowania pasywnego, przy wyborze odpowiedniej kombinacji częstotliwości i objętości pojedynczego impulsu (wynikającej z poprawnego czasu otwarcia), użytkownik powinien zaobserwować efekt przypominający statyczną kroplę lub otoczkę na wlocie oraz bardzo wysoką prędkość przepływu wewnątrz kanału. Jeśli występuje przelewanie, oznacza to, że czas otwarcia i/lub częstotliwość są zbyt wysokie.
- Aby wykryć oddziaływania między pędem a napięciem powierzchniowym, użytkownik powinien pompować jeden impul...
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Podziękowania
Finansowanie zostało zapewnione przez Wisconsin Institute of Discovery.
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Materiały
| Nazwa | Firma | Numer katalogowy | Komentarze |
|---|---|---|---|
| Baza elastomeru silikonowego Sylgard 184 | Dow Corning | Karta Charakterystyki Nr: 01064291 | |
| Utwardzacz elastomeru silikonowego Sylgard 184 | Dow Corning | Karta charakterystyki nr: 01064291 | |
| Zestaw startowy do mikrodozowania VHS | The Lee Company | IKTX0322000A | |
| Uchwyty miniaturowe | Narzędzia biotechnologiczne | MH-2 | |
| LabVIEW | National Instruments | System sterowania | |
| przewód o średnicy wewnętrznej 1,14 mm | Scientific Commodities Inc. | BB31695-PE/7 | |
| przewód o średnicy wewnętrznej 1,57 mm | Scientific Commodities Inc. | BB31695-PE/10 | |
| 20 ml BD™ Strzykawka z końcówką Luer-Lok, niesterylna | BD Biosciences | 301032 | |
Bibliografia
- 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).
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Przedruki i uprawnienia
