Summary
소설 microfluidic 시스템을 수동 펌프의 현상과 사용자가 제어 유체 전달 시스템을 사용하여 개발되었습니다. 이 microfluidic 시스템의 사용의 저렴한 비용으로, 쉽게, 체적 정밀, 고속, repeatability 및 자동화 주어진 생물 학적 응용 프로그램의 다양한에서 사용될 수있는 잠재력이있다.
Abstract
소설 microfluidic 시스템은 수동 사용자 제어 기반의 비말 유체 전달 시스템과 함께 펌프의 현상을 사용하는 개발되었습니다. 수동 펌프는 표면 장력이 닫힌 채널의 압력 차이 드라이브 유체의 움직임을 유도하는 현상입니다. 자동 유체 전달 시스템은 유체 저수지 및 제어 시스템에 연결된 마이크로 노즐과 전압 제어 밸브의 집합으로 구성되어 있습니다. 이 전압 제어 밸브는 높은 주파수 방식으로 microfluidic 장치의 입구에 유체 방울을 제공하는 volumetrically 정확한 방법을 제공합니다. 현재 공부 예제에서 보여주는 차원에 따라 시스템은 분당 4 밀리리터를 (260um 횡단면 채널에 의해 2.2mm를 통해) 흐르는이 가능합니다. 이 같은 채널 크기에 따라, 채널 내부 지점의 유체 교환으로 작은 여덟 밀리초 단위로 얻을 수 있습니다. 이것은 시스템의 운동량 (채널에있는 밸브 및 유체 속도에 의해 생성된 방울의 조합으로 이수)와 액체의 표면 장력 간의 상호 작용이있다는 것을 관찰합니다. 기세가 유체 흐름 (또는 그 반대)에 속도를 제공 어디서 입구에서 표면 장력의 평균은 어떤 흐름을 갑자기 중지를 제공합니다. 이 갑자기 중단은 사용자가 채널의 흐름 특성을 제어할 수 및 시약 공급에서 약물 세포 연구 어디까지, 생물 응용 프로그램의 다양한 문을 엽니다. 또한 노즐이 얕은 각도 입구 목적으로하는 경우, 비말의 기세가 같은 입구 여러 방울의 혼합으로 추가 흥미로운 유체 현상을 일으킬 수있는 관찰입니다.
Protocol
이 보고서에서 우리는 서로 다른 유체 현상의 숫자를 달성하기 위해 microfluidic 채널을 통해 원하는 볼륨을 펌프 작은 비말의 표면 장력을 사용 유체 전달 방법을 보여줍니다. 예를 들어, 사용자가 최대한 빨리 하나의 유체 흐름하실 수 있습니다, 또는 특정 유체 패턴을 만들 수 연거푸 여러 체액을 제공합니다. 이 작업을 수행하기 위해 사용자는 먼저 microfluidic 장치 주위에 내장된 응용 프로그램이 있어야합니다. microflluidic 장치는 보세 필요하지 않지만, 친수성 물질에서하여야한다. 성능이 크게 microfluidic 채널의 기하학적 제약 조건에 의해 결정과 Therfore, 방법은 거의 모든 microfluidic 장치와 함께 이용하실 수 있습니다. 이 방법을, 해당 수치 분석에 대한 소개의 기하학적 제약을 탐색하는 데 도움하려면 먼저 표시됩니다.
- 분석 방법 : 라플라스 법률 및 와슈번 법률에 따르면 [1], 하나는 크기와 방정식에서 볼로 흐르는 액체 (1)의 속성에 microfluidic 채널 내의 유량을 연관 수
(1)
Δ P는 입구와 출구 사이의 압력 차이가 어디에, γ은 액체 표면 장력이다, R은 유량이다 Q 입구 드롭 반경,이고 방정식 (2)에 의해 설명된 K는 유체 저항이다
(2)
η는 액체 점도 어디에, L 0 채널의 길이이며, H는 채널 높이, W는 채널 폭이고, λ = W / H와 G (λ) = 1.5 경우 λ> 4.45 또는
λ <4.45 경우. 항상, H <w와 Q에 대한 해결은 한 방정식 (3) 획득한다고 가정, 방정식 (1)에 방정식 (2) 대체
(3)
동일한 분석 것을 아는하여 채널 내부의 유체의 속도를 위해 할 수 V는 유체 평균 속도이고는 HW 단면적되거나 Q = VA. 방정식으로 이들을 연결해 (3) 당신은 방정식 (4) 마련
(4)
자주 microfluidic 생물학에 적용하는 중요한 기계적 개념은 방정식 (5)에 의해 속도와 속도를 흐름에 관한 전단 응력으로서,
(5)
유량, 속도 및 채널 크기 및 유체 특성의 함수로 자신의 실제 의미 사이의 관계를 아는 것은 특정 목적을 위해 microfluidic 장치의 설계에 중요합니다. 장치가 만들어지면, 사용자는 다음 장치 내에서 원하는 유량 특성을 달성하기 위해 유체 전달 시스템을 보정해야합니다. - 설정 및 전달 시스템을 눈금 보정의 단계 :
- polydimethylsiloxane (PDMS, Sylgard 184, 다우 코닝) [2]을 사용하여 소프트 리소그래피 기술을 통해 microfluidic 장치를 만듭니다. PDMS microfluidic 장치에게 [5]를 만드는 방법을 보여줍니다 번호 조브 기사가 있습니다. 2.2mm 두께, 10mm 길이 260um 높이 :이 예제의 경우, 우리는 다음과 같이 크기와 함께, 간단한 직선 채널을 선택하셨습니다. 입구와 출구의 지름은 (그림 1) 각각 1.8mm와 5.1mm입니다. Reversibly 유리 슬라이드 (또는 다른 적합한 기판)에 그것을 눌러 및 공기 방울 [5]을 압박하여 유리 슬라이드에 PDMS 장치를 연결합니다. 가역 첨부 파일은 장치가 여러 번 다시 사용할 수 있습니다. 방법도 영구적으로 접착 장치와 함께 사용하지만, 그것은 필요하지 수 있습니다.
- 액체와 장치를 입력합니다. PDMS의 소수성 자연과 유리 도움 친수성 자연 채널로, 입구에 위치 드롭하거나, 콘센트를 이동합니다. 액체의 방울이 자체 채널로 또는 거품이 채널로 이동하면 가고 싶지 않다면, 사용자는 입구, 또는 콘센트에서 액체 한 방울을 넣어 액체를 빨아 반대 끝에 피펫을 사용할 수 있습니다 채널을 통해. 채널에 액체 이동을 돕는 또 다른 방법은 유리 슬라이드에서 PDMS 장치를 분리하고 부드럽게 PDMS 장치와 에탄올로 유리 슬라이드를 청소하는 것입니다. 이것은 시간과 사용 약화되었을 수도 있습니다 각각 PDMS와 유리 슬라이드 자신의 소수성 및 친수성 본성, 돌아갑니다.
- 액체와 장치를 작성 후, 입구에 작은 방울과 비그를 배치R은 콘센트에 놓습니다. 펌프 수동 있는지 확인이 유입 붕괴에 작은 방울을보고하고 콘센트에 대한 유체 흐름을 관찰하여 발생합니다. 다시 채널 내부 거품이 없습니다 있는지 확인하십시오.
- 리 회사의 [3] VHS 마이크로 분배 시작 키트를 사용하여 리 VHS M / 2 24 볼트 밸브로 구성된 하나 이상의 밸브 (그림 2의 밸브 설치), 0.0100의 구멍 크기 0.062 MINSTAC 노즐 "함께하다 소프트 튜브 어댑터, 리 스파이크 길게 드라이버 (사용자 정의 컨트롤을 위해 표시되지 않음)와 리드 와이어 어셈블리 (스파이크에 밸브를 연결하고 표시된 드라이버를 안 잡아)에 리 0.062 Minstac.
- 밸브를 잡아 쉬운 방법은 Bioscience 도구 미니어처 홀더를 사용하는 것입니다 (그림 2) [4]. 이것은 정확하게 조준하고 소유자의 권력을 gluing 밸브에 의해 실험 도중에 특정 위치에 밸브를 잡고 반대쪽에있는 자기 기지 (표시되지 않음)를 사용하는 방법을 제공합니다.
- 몇 피트 PDMS microfluidic 장치 (우리의 경우에 우리가 사용 잡아 주위 열려 온스의 주사기는 그림 2 참조) 위에 배치하는 저수지 시스템을합니다. 저수지는 저수지의 높이에 비례되는 압력, 노즐 운전 압력 머리를 제공합니다. 또는 노즐 밸브는 서로 다른 의미의 숫자 (즉, 압축 가스)에 의해 가압 수 있습니다. 주사기에 주사 바늘을 연결합니다. 일반적인 주사 바늘이 쉽게 1.14 mm 내경의 튜브에 장착합니다. 1.14 mm의 튜브 다음 쉽게 1.58 mm (1 / 16 ") 밸브의 소프트 튜브 어댑터"자체는 연결 후 내부 직경 튜브 "에 첨부합니다. 1.58 mm의 튜브 연결에 1.14 mm에서 액체의 누설을 방지하기 위해, 하나는 밀봉 재로 PDMS를 사용할 수 있습니다. 주사기의 바늘과 리 (주) 밸브 사이에 라인이 이제, 액체와 주사기의 저수지를 입력하십시오. 추가 주사기와 밸브는 정화 과정 (표시하지만, 그림 2에 표시되지 않음)의 도움을 사용할 수 있습니다. 밸브의 측면에 자석을 플레이스, 이것은 이러한 밸브는 (그들이 일반적으로 솔레노이드 밸브를 폐쇄됩니다) 정화하는 방법이고, 액체 시작 밸브 통하여 0.0100 '' 노즐 밖으로 저수지에서 흐르는보세요.
- 밸브 개방 시간 (오픈 시간이 밸브가 당 펄스 기준 통과 유체 허용되는 시간)과 주파수 (초당 펄스의 숫자)을 선택하여 시스템을 보정합니다. 선택한 기간 (분 정도 그냥 전체 실행 시간을 기억) 하나의 밸브를 활성화합니다. 밸브에서 운반되었을 때 유체의 무게를. 총 실행 시간, 주파수 및 당 펄스 열 시간, 밀리초 당 그램을 계산 아는 것은 밸브에서 밖으로 쐈어. 이 "밀리초마다 g"값은 당신이 원하는 볼륨에 대해 사용자가 밸브에서 전달 할 수 있습니다 열려있는 시간을 선택할 수 있습니다.
(1) 
(2) 
예 : 시스템이 분 (60 초)에 대한 활성화. 주파수는 15 Hz에서 (1 초 15 펄스)되었습니다. 당 펄스 열 시간은 20 밀리초 (MS)되었습니다.
(20ms) (15Hz) (60) = 18000ms.
이 한 분 60,000 MS의 밖을 의미, 밸브는 18,000 MS에 대한 사실 오픈했습니다.
가자 유체의 볼륨 5 그램 무게 배달 가정합니다. 그런 다음,
5g / 18000 MS / = 2.78e -4 g MS.
물의 경우에는, 그 밀도는 밀리리터 당 일g (ML)되는,
2.78e -4 g / MS = 2.78e -4 ML / MS.
교정 후, 한 방울의 부피는 오픈 시간에 따라 달라집니다. 예를 들어, 20ms의 개방 시간, 모든 매개 변수는 이전 예제에서와 같이 동일하게 남아있는
(2.78e -4 ML / MS) (20 MS) = 5.56e -3 ML은 = 5.56 μL.
Y는 X microliter (μL) 볼륨 한 방울을 만드는 데 필요한 열 시간을 찾으려면,
(X μL) / [(2.78e -4 ML / MS) (1000 μL / ML)] = Y MS
8) 조준 PDMS 장치의 입구 (그림 3)에 하나 이상의 노즐. 시스템을 보정하는 데, microfluidic 장치 크기에 따라 각각의 밸브에서 나오는 볼륨을 계산합니다. (최대 유속을 얻기 위해) 양수 고속 수동 들어, 입구의 표면 [2]와 90deg 연락처 각도를 가지고 유입 드롭을 만드는 데 필요한 입구 드롭 볼륨을 계산합니다. 패킷 생성에, 밸브 주파수 및 개방 시간과 순서에서 두 밸브를 활성화하는 데 필요한 밸브 타이밍을 계산합니다. 그림 3에서 본, 두 노즐은 입구에서 지적 수 있습니다. 이것은 모든 채널 입구 목적으로 여러 개의 노즐을 연장하실 수 있습니다.
대표 결과 :
제대로 보정하면, 밸브 개방 정확하게 계산 시간과 제대로 입구 목표로 노즐과 함께, 사용자는 흐름이 수동적으로 (그림 4) 펌프 볼 수 있어야합니다. 액체 쉬의 버스트ould는 밸브 나와서 입구에 도달. 액체가 입구에 도달 때, 채널에 유입 드롭의 즉각적인 붕괴는 아웃렛을 향해있다. 채널 내의 액체 유입 드롭의 붕괴에만 이동합니다. 채널 내에 완벽한 유체의 움직임은 즉각 중단을위한 유체 제공 드롭 붕괴의 끝에서 중지하고 잘 (사용자가 여러 액체를 흐르는되는 경우) 유체 경계를 정의. 드롭 붕괴의 기간은 입구 포트 반경 및 유입 드롭 [1]의 볼륨에 따라 달라집니다. 우리의 실험 설정 및 디자인에 유입 드롭 붕괴는 몇 밀리초 만에 발생합니다.
그림 1. PDMS microfluidic하다 입구와 장치, 왼쪽, 하나의 콘센트, 맞아. 하시기 바랍니다 여기를 클릭 그림 1의 더 큰 버전을 볼 수 있습니다.
그림 2. 리저뷰어 시스템 및 밸브 설치. 하시기 바랍니다 여기를 클릭 그림 2의 더 큰 버전을 볼 수 있습니다.
그림 3. 두 밸브 모두 microfluidic 장치의 하나의 유입을 목표로. 하시기 바랍니다 여기를 클릭 그림 3의 더 큰 버전을 볼 수 있습니다.
그림 4. 밸브에서 유체의 방출 다음과 같은 유입 드롭 붕괴의 시간 단계 시퀀스 (33 밀리초). 하시기 바랍니다 여기를 클릭 그림 4의 더 큰 버전을 볼 수 있습니다.
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Discussion
- 주파수 당 펄스 볼륨의 오른쪽 조합 (정확한 오픈 시간에 따라)가 선택된 경우, 펌핑 고속 수동의 경우, 사용자는 정적 떨어뜨 리거나 껍질 입구에서, 매우 빠른 유속 채널 안쪽으로 보이는가 나타납니다. 오버플로가 발생하면 열린 시간 및 / 또는 주파수가 너무 높습니다.
- 추진력 / 표면 장력의 상호 작용을 감지하기 위해 사용자는 한 번에 하나의 펄스를 펌프 및 펄스는 (처음부터 끝까지)가 발생하는 동안 내부 채널 환경을 관찰해야합니다. 이것은 내부 채널 유체의 행동의 정확한 묘사를 제공하기 위해 형광 구슬을 사용하여 저자에 의해 권장합니다. 입구에 한 방울의 붕괴되면 사용자는 콘센트 향해 구슬의 채널 안에서 움직임이 나타납니다. 고속 카메라를 사용하여, 사용자는 구슬이 (콘센트쪽으로) 앞으로 일정한 거리를 이동하고 완전하고 갑자기 중단에 오기 전에 작은 역류에서 고통받는 점에 유의하실 수 있습니다. 입구 드롭이 내부 채널 매체로 동시에 관찰하는 경우, 사용자는 구슬의 작은 역류가 유입 드롭의 작지만 갑자기 리바운드에 해당하는 점에 유의한다. 이것은 입구에서 전달 수동적으로 주로 액체에 펌핑되는 유체의 운동량 / 표면 장력 관계 방울이 존재한다는 것을 제안합니다. 기세가 무너지고있는 드롭 만든 입구 드롭 및 / 또는 기세로 밸브에 의해 이수하거나 운동량입니다. 어느 쪽이든,이 기세는 내부 채널 유체 속도로 전송됩니다. 추진력과 그 의미가 더 미래를 공부하는 수많은 잠재적인 응용 프로그램을 할 수 있습니다이 무언가이다.
- 노즐이 매우 얕은 각도로 인레츠 목적으로하는 경우, 방울의 운동량은 비말 붕괴 현상의 다양한 변화의 숫자가 발생할 수 있습니다. 염료가 액체에 사용하는 경우 예를 들어, 사용자는 입구에있는 액체의 소용돌이를 관찰 수 있으며 그 결과로 오히려 채널로 나오지 단일 염료 색상보다 염료의 혼합물을 참조 입구에서 유체가 있다고 제안 붕괴하는 동안 혼합되었습니다. 어떤 경우에는 이것은 정확한 유체 교류를 받고에 문제가있을 수 있지만, 다른 응용 프로그램에서 그것은 유체의 혼합 증진에 도움이 될 증명할 수 있습니다. 드롭의 기세가이 입구 드롭과 함께 뭉쳤다 수 있도록 너무 큰되면서 고속의 방울과 결합된 노즐 매우 극단적인 얕은 각도의 경우, 사용자는 방울 입구의 '에서 내리는'을 관찰할 수 있습니다 .
- 수동적으로 microfluidic 장치에서 액체를 펌핑 때, 유체 속도로 (4)를 통해 방정식 (1)에 표시된 디바이스 크기 및 유체 특성의 기능입니다. 액체 방울에 의해 제공 압력이 드롭 반경에 반비례, 큰 방울 반경이 적은 운전 압력을 제공합니다 즉. 채널 너비와 높이가 서로 비례 성장하면 다음 큰 이러한 차원이, 더 큰 속도 수 있습니다. 그러나, 위대한 채널 차원 층류와 난류의 경계가 만나는 macrofluidic 세계로 microfluidic 장치를 취하 포인트가 제공됩니다. 이러한 공식이 더 이상 작동하지 레이놀즈 번호의 지역에서. 다른 어딘가 마이크로 스케일 (채널의 높이)에 지속적으로 남아있는 동안 따라서 층류, 치수 중 하나의 지역에서 시스템을 유지하는 것은 (채널 폭) 더 될 수 있습니다. 입구 포트는 상수로 남아있을 수 있습니다 또는 채널 폭 스케일 수 있습니다. 마음에서이 가정으로, 채널 폭으로 입구 포트 저울 경우 입구 유체 드롭에서 제공하는 압력이 채널 폭 증가에 의해 제공되는 유체 저항보다 작은 지점이 올 것이다. 이 지점에 도달하면, 유체 속도의 감소를 보여줄 것입니다. 입구 포트가 지속적으로 남아 있으며, 넓이가 큰 만들었있다면, 속도는 유체 저항이 채널 너비 overpowers 단면적의 증가에 의해 제공되는 유량을 이용 증가로 얻은 시점까지 더하게 될 것입니다. 채널 및 입구 포트 크기 및 유체 방울의 표면 장력 사이에 섬세한 균형이있다. 채널 높이 채널 너비와 같은 때 채널에 대해 최대 속도를 얻을 수 있습니다 평방 단면적 즉. 사각형 단면적은 표면 접촉 면적, 이상 유체 저항 즉, 가장 큰 유량을 최소화하면서 볼륨 유량을 극대화 차원입니다.
- 다른 생물 학적 응용 가능성이 다른 microfluidic 장치 설계를 필요로합니다. 수동 펌프의 장점은 한 입구와 콘센트가로 펌핑 수동 작동 것입니다. 그것은 기판에 접착되도록 microfluidic 장치를 필요로하지 않는다는 것을 또한 매우 편리합니다. 이것이 기판의 거의 모든 유형으로 사용할 수 있습니다. 인간의 오류 또는 높은 비용을 피하기 위해, 저자는 LabVIEW (국가 기능과 함께 리 회사의 VHS 시작 키트를 사용truments). 이 시스템은 정확하고 자동화된 유체 전달 방법을 확보하면서 사용자가 체적 흐름 및 배달 시간을 제어할 수 있습니다. 여러 인레츠와 콘센트는 사용하지만, 흐름의 방향 제어는 이러한 시나리오에서 더 큰 어려움입니다 수 있습니다.
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Acknowledgments
자금은 발견의 위스콘신 연구소에 의해 제공되었다.
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).
