Summary
Le protocole démontre une méthode pratique pour produire un flux oscillatoire harmonique de 10 à 1000 Hz dans des microcanaux. Ceci est effectué en interfaçant un diaphragme de haut-parleur contrôlé par ordinateur au microcanal de manière modulaire.
Abstract
La technologie microfluidique est devenue un outil standard dans les laboratoires chimiques et biologiques pour l’analyse et la synthèse. L’injection d’échantillons liquides, tels que des réactifs chimiques et des cultures cellulaires, est principalement réalisée par des écoulements réguliers qui sont généralement entraînés par des pompes à seringues, la gravité ou des forces capillaires. L’utilisation d’écoulements oscillatoires complémentaires est rarement envisagée dans les applications malgré ses nombreux avantages, comme l’a récemment démontré la littérature. L’obstacle technique important à la mise en œuvre d’écoulements oscillatoires dans les microcanaux est probablement responsable de l’absence de son adoption généralisée. Les pompes à seringues commerciales avancées qui peuvent produire un flux oscillatoire sont souvent plus chères et ne fonctionnent que pour des fréquences inférieures à 1 Hz. Ici, l’assemblage et le fonctionnement d’un appareil à faible coût, de type plug-and-play, basé sur des haut-parleurs qui génère un flux oscillatoire dans des microcanaux sont démontrés. Des écoulements oscillatoires harmoniques haute fidélité avec des fréquences allant de 10 à 1000 Hz peuvent être réalisés avec un contrôle d’amplitude indépendant. Des amplitudes allant de 10 à 600 μm peuvent être atteintes sur toute la plage de fonctionnement, y compris des amplitudes > 1 mm à la fréquence de résonance, dans un microcanal typique. Bien que la fréquence d’oscillation soit déterminée par le haut-parleur, nous illustrons que l’amplitude d’oscillation est sensible aux propriétés du fluide et à la géométrie du canal. Plus précisément, l’amplitude d’oscillation diminue avec l’augmentation de la longueur du circuit du canal et de la viscosité du liquide, et en revanche, l’amplitude augmente avec l’augmentation de l’épaisseur et de la longueur du tube du haut-parleur. De plus, l’appareil ne nécessite aucune fonctionnalité préalable pour être conçu sur le microcanal et est facilement détachable. Il peut être utilisé simultanément avec un débit régulier créé par une pompe à seringue pour générer des flux pulsatiles.
Introduction
Le contrôle précis du débit de liquide dans les microcanaux est crucial pour les applications de laboratoire sur puce telles que la production de gouttelettes et l’encapsulation1, le mélange 2,3 et le tri et la manipulation des particules en suspension 4,5,6,7. La méthode principalement utilisée pour le contrôle du débit est une pompe à seringue qui produit des débits stables hautement contrôlés distribuant soit un volume fixe de liquide, soit un débit volumétrique fixe, souvent limité à un débit entièrement unidirectionnel. Les stratégies alternatives pour produire un écoulement unidirectionnel comprennent l’utilisation de la tête gravitationnelle8, des forcescapillaires 9 ou du flux électro-osmotique10. Les pompes à seringue programmables permettent un contrôle bidirectionnel dépendant du temps des débits et des volumes distribués, mais sont limitées à des temps de réponse supérieurs à 1 s en raison de l’inertie mécanique de la pompe à seringue.
Le contrôle des flux à des échelles de temps plus courtes déverrouille une pléthorede 6,11,12,13,14,15 de possibilités autrement inaccessibles en raison de changements qualitatifs dans la physique des écoulements. Le moyen le plus pratique d’exploiter cette physique des écoulements variée est à travers des ondes acoustiques ou des écoulements oscillatoires avec des périodes allant de 10-1-10-9 s ou10 1 -109 Hz. L’extrémité supérieure de cette gamme de fréquences est accessible à l’aide de dispositifs à ondes acoustiques en vrac (BAW; 100 kHz-10 MHz) et à ondes acoustiques de surface (SAW; 10 MHz-1 GHz). Dans un dispositif BAW typique, l’ensemble du substrat et la colonne de fluide sont vibrés en appliquant un signal de tension à travers un piézoélectrique lié. Cela permet des débits relativement élevés, mais entraîne également un chauffage à des amplitudes plus élevées. Dans les dispositifs SAW, cependant, l’interface solide-liquide est oscillée en appliquant une tension à une paire d’électrodes interdigitées modelées sur un substrat piézoélectrique. En raison des longueurs d’onde très courtes (1 μm-100 μm), des particules aussi petites que 300 nm peuvent être manipulées avec précision par l’onde de pression générée dans les appareils SAW. Malgré la capacité de manipuler de petites particules, les méthodes SAW se limitent à la manipulation locale des particules puisque l’onde s’atténue rapidement avec la distance de la source.
Dans la gamme de fréquences 1-100 kHz, les écoulements oscillatoires sont généralement générés à l’aide d’éléments piézo-volatils qui sont liés à un microcanal de polydiméthylsiloxane (PDMS) au-dessus d’une cavité conçue16,17. La membrane PDMS au-dessus de la cavité à motifs se comporte comme une membrane vibrante ou un tambour qui met sous pression le fluide dans le canal. Dans cette gamme de fréquences, la longueur d’onde est supérieure à la taille du canal, mais les amplitudes de vitesse d’oscillation sont faibles. Le phénomène le plus utile dans ce régime de fréquence est la génération d’écoulements acoustiques/visqueux, qui sont des écoulements réguliers rectifiés causés par la non-linéarité inhérente à l’écoulement des liquides à inertie18. Les flux de flux réguliers se manifestent généralement par des tourbillons contrarotatifs à grande vitesse à proximité d’obstacles, de virages serrés ou de microbulles. Ces vortex sont utiles pour mélanger19,20 et séparer des particules de 10 μm du fluxd’écoulement 21.
Pour les fréquences comprises entre 10 et 1000 Hz, la vitesse de la composante oscillatoire et son écoulement visqueux constant associé sont d’une ampleur considérable et utiles. De forts écoulements oscillatoires dans cette gamme de fréquences peuvent être utilisés pour la focalisation inertielle22, faciliter la génération de gouttelettes23 et peuvent générer des conditions d’écoulement (nombres de Womersley) qui imitent le flux sanguin pour les études in vitro . D’autre part, les flux de flux sont utiles pour le mélange, le piégeage des particules et la manipulation. L’écoulement oscillatoire dans cette gamme de fréquences peut également être réalisé à l’aide d’un élément piézoélectrique lié au dispositif comme décrit ci-dessus23. Un obstacle important à la mise en œuvre d’écoulements oscillatoires à travers un élément piézoélectrique lié est qu’il nécessite que les caractéristiques soient conçues à l’avance. De plus, les éléments de haut-parleurs collés ne sont pas détachables et un nouvel élément doit être collé à chaque appareil24. Cependant, de tels appareils présentent l’avantage d’être compacts. Une autre méthode consiste à utiliser une vanne à relais électromécanique20. Ces vannes nécessitent des sources de pression pneumatiques et un logiciel de contrôle personnalisé pour le fonctionnement et augmentent donc la barrière technique aux tests et à la mise en œuvre. Néanmoins, de tels dispositifs permettent l’application de l’amplitude et de la fréquence de la pression définie.
Dans cet article, la construction, le fonctionnement et la caractérisation d’une méthode conviviale pour générer des flux oscillatoires dans la gamme de fréquences de 10 à 1000 Hz dans les microcanaux sont décrits. La méthode offre de nombreux avantages tels qu’un assemblage rentable, une facilité d’utilisation et une interface prête à être utilisée avec des canaux microfluidiques standard et des accessoires tels que des pompes à seringues et des tubes. De plus, par rapport aux approches similaires précédentes25, la méthode offre à l’utilisateur un contrôle sélectif et indépendant des fréquences et des amplitudes d’oscillation, y compris la modulation entre les formes d’onde sinusoïdales et non sinusoïdales. Ces fonctionnalités permettent aux utilisateurs de déployer facilement des flux oscillatoires et, par conséquent, facilitent l’adoption généralisée dans un large éventail de technologies et d’applications microfluidiques actuellement existantes dans les domaines de la biologie et de la chimie.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Conception et fabrication rapides de moules prototypes
- Ouvrez AutoCAD sur un PC. Sélectionnez Fichier dans la barre des tâches, puis sélectionnez Ouvrir et recherchez et cliquez sur un fichier de modèle tridimensionnel (3D) du moule de canal ayant .dxf ou .dwg extension.
- Sélectionnez le modèle entier en cliquant et en faisant glisser une case autour de celui-ci. Exportez la conception sous forme de fichier .stl en sélectionnant Fichier | Exportez, puis Autres formats et choisissez .stl dans la liste déroulante.
- Téléchargez le fichier sur une imprimante stéréolithographique en résine (SLA) de haute précision telle que Formlabs FORM3. Versez la résine dans la chambre à résine et lancez l’impression et produisez le moule avec les plus petites étapes de l’axe Z (25 microns pour la résine Formlabs CLEAR).
- Attendez que l’impression automatique des pièces soit terminée.
REMARQUE: Les moules avec des caractéristiques aussi petites que 0,1 mm peuvent être fabriqués de cette manière. - Après avoir retiré la pièce de la résine, agitez-la dans de l’isopropanol pendant 5 minutes pour éliminer toute résine restante.
- Sécher le moule avec de l’air ou de l’azote gazeux pendant 2 min.
REMARQUE: Les fabrications de moules microfluidiques conventionnels avec des plaquettes de silicium et la photolithographie avec des résines photosensibles SU8 ou KMPR peuvent également être utilisées pour produire un moule avec des caractéristiques plus petites. - Durcir le moule séché à 60 °C à la lumière UV pendant un maximum de 1 h.
2. Fabrication de microcanaux PDMS
- Placez le moule sur une feuille de papier d’aluminium. Pour faciliter le délaminage du PDMS, vaporisez le moule avec un dégagement de moule en silicone en 1 ou 2 passages.
- Versez la résine PDMS et le réticulant dans une tasse jetable dans un rapport de 10:1 en poids et mélangez avec une cuillère jetable.
- Versez le mélange résultant sur le moule pour produire un film de l’épaisseur requise. Pour éviter une déformation importante de la paroi du canal, maintenez une épaisseur PDMS supérieure à 5 mm ou 3 à 4 fois l’épaisseur maximale de la caractéristique.
- Placez le moule avec du PDMS versé dans la chambre de dégazage et fermez le couvercle. Assurez-vous que le joint torique scelle hermétiquement la chambre.
- Fermez la soupape d’échappement et allumez la pompe à vide pour lancer le dégazage.
- Dégazez le mélange versé dans une pompe à vide pendant plus de 4 à 6 cycles, chaque cycle d’une durée d’environ 5 minutes. Enlevez manuellement toutes les bulles restantes (dans les coins et les tranchées) à l’aide d’un fil fin.
- Réglez la température du four à 80 °C et laissez-le préchauffer. Placer le mélange au four à 80 °C pendant 2 h pour durcir.
- Retirez le moule durci du four et laissez-le à température ambiante pendant 10 minutes pour refroidir.
- À l’aide d’un scalpel, découpez soigneusement les bords du moule. Pour un délaminage optimal, utilisez une seringue pour injecter de l’isopropanol entre le moule et le PDMS durci.
- Retirez le PDMS durci du moule et coupez-le dans des appareils individuels avec une lame de rasoir. La taille de chaque dispositif doit varier entre 10 mm x 10 mm et 30 mm x 70 mm pour être collée avec la lame de verre.
- Faites un trou de 1,0 à 3,0 mm de diamètre à l’entrée et à la sortie à l’aide d’un poinçon de biopsie.
- Allumez le générateur de plasma radiofréquence (RF) portable. Pour activer la glissière de verre, passez régulièrement l’électrode de fil sur une glissière de verre propre et sèche plusieurs fois pendant 2 minutes. Maintenir un espace fil-verre d’environ 5 mm. Placez le côté de l’appareil du PDMS durci en contact avec la glissière de verre activée, puis placez-le dans un four à 80 °C pendant 2 h.
- Coupez les tubes d’entrée et de sortie en polyéthylène à la longueur requise et insérez-les dans les trous d’entrée et de sortie.
- Pour éviter le détachement du tube pendant le fonctionnement, appliquez un scellant en silicone sur la surface de contact et laissez durcir pendant 2 h pour fixer le tube.
3. Ensemble pilote oscillatoire
- Fixez les extrémités du clip alligator d’une paire de fils alligator à broche aux bornes d’un haut-parleur. Ici, un haut-parleur de 15 W avec un cône de 8 cm a été utilisé, bien que d’autres haut-parleurs puissent également être utilisés.
- Placez la puce du contrôleur auxiliaire sur un récipient isolant. Insérez les extrémités des broches dans les douilles à vis de la puce du contrôleur auxiliaire et serrez fermement avec un tournevis pour assurer la connectivité.
- Connectez une extrémité d’un câble auxiliaire à la puce du contrôleur et l’autre extrémité à un port auxiliaire d’un ordinateur ou d’un smartphone.
- Connectez un adaptateur de courant continu (CC) de 12 V au bloc d’alimentation. Mettez la puce du contrôleur sous tension en connectant l’extrémité coaxiale de l’adaptateur CC à la prise de courant.
- À l’aide d’un navigateur Internet, accédez à un site Web de générateur de tonalité en ligne (par exemple, https://www.szynalski.com/tone-generator/ ).
- Tapez la fréquence souhaitée (5-1200 Hz) dans l’application en ligne. Faites défiler la barre de volume jusqu’à la quantité requise (par exemple, 100 %).
- Cliquez sur le symbole Générateur de type d’onde et sélectionnez la forme d’onde souhaitée (sinus, carré, triangle, dent de scie). Notez que la valeur par défaut est une forme d’onde sinusoïdale. Appuyez sur Lecture pour actionner le haut-parleur.
4. Ensemble adaptateur
REMARQUE : L’ensemble complet de l’adaptateur haut-parleur-tube est illustré par le schéma de la figure 1.
- Fixez le haut-parleur (Figure 1(I)) sur le support du haut-parleur imprimé en 3D (Figure 1(II)) (voir speakermount.stl dans le fichier supplémentaire 1) en collant une bande sur la surface incurvée et de chaque côté du support.
- Orientez le haut-parleur verticalement avec la surface du cône du haut-parleur tournée vers le haut. Placez l’adaptateur imprimé en 3D (Figure 1(III)) (voir speakertubeadapter.stl dans le fichier supplémentaire 2) de manière concentrique sur le cône du haut-parleur.
- Appliquez généreusement le scellant en silicone le long des bords de l’adaptateur et laissez durcir pendant 2 h.
- Placez le haut-parleur et le support du haut-parleur sur la scène du microscope et collez-le vers le bas pour empêcher tout mouvement pendant le fonctionnement.
- Couper une pointe de micro-pipette de 200 μL à environ 2 cm de son extrémité étroite et éliminer la moitié la plus large de la pointe. L’extrémité conique étroite servira de joint de coin pour une fixation réversible.
- Connectez le tube en polyéthylène (Figure 1(V)) à la sortie du microcanal (Figure 1(VI)) en enfilant d’abord à travers l’extrémité de la micro-pipette (Figure 1(IV)), puis à travers l’extrémité coaxiale de l’adaptateur et enfin par le côté.
- Coincez fermement l’extrémité étroite de la pointe de la pipette dans l’extrémité coaxiale de l’adaptateur pour créer un joint étanche détachable.
5. Fonctionnement de la configuration expérimentale pour les écoulements oscillatoires dans les microcanaux
- Ajouter les particules traceuses dans un flacon de solution de glycérol à 22 % poids/poids (p/p) pour produire une suspension neutre avec une fraction volumique de 0,01 % à 0,1 % de polystyrène dans un liquide à 20 °C. Mélanger vigoureusement en agitant pour produire une suspension homogène.
- Chargez une seringue d’entrée de 1 mL avec 1 mL d’échantillon. Montez et fixez la seringue chargée sur une pompe à seringue automatique. Insérez l’aiguille de la seringue dans le tube d’entrée de l’appareil pour créer un joint étanche.
- Assurez-vous que le tube de sortie est acheminé à travers l’ensemble de l’adaptateur et dans un réservoir (voir la section précédente sur l’assemblage de l’adaptateur).
- Allumez la pompe à seringue. À l’aide de l’écran tactile, sélectionnez le type de seringue Becton-Dickinson 1 mL. Ensuite, sélectionnez Infuser. Sélectionnez ensuite le débit requis (0-1 mL/min) ou le volume de débit (< 1 mL).
- Initiez le débit régulier à l’aide de la pompe à seringue. Attendez qu’un volume suffisant de liquide ait coulé et que le tube de sortie soit rempli de liquide jusqu’au haut-parleur.
REMARQUE: L’amplitude oscillatoire pour un réglage donné ne variera pas avec un flux de transport régulier si le tube de sortie est amorcé. - Sélectionnez la fréquence, l’amplitude et la forme d’onde requises dans l’application de générateur de tonalité comme décrit à l’étape 3.5 et appuyez sur Lecture pour générer un flux oscillatoire à l’intérieur du microcanal.
6. Observation et mesure d’amplitude
- Montez l’appareil sur le microscope. Configurez la configuration optique en sélectionnant un objectif avec un grossissement compris entre 10x et 40x en ajustant le plan focal et en positionnant la scène.
- Pour obtenir des mesures dans un plan focal bien défini, assurez-vous que la profondeur de champ de l’objectif est inférieure à la profondeur du canal d’un facteur 5 ou plus.
- Pour observer le flux oscillatoire, utilisez une caméra haute vitesse avec une fréquence d’images d’au moins deux fois la fréquence d’oscillation calculée à l’aide du théorème d’échantillonnage de Nyquist. Pour une résolution pratiquement utile de la forme d’onde, mesurez au moins 10 points par période en utilisant une fréquence d’images > 10 fois celle de la fréquence d’oscillation.
- Alternativement, pour observer uniquement les effets rectifiés ou à long terme des écoulements pulsatiles, effectuez une imagerie stroboscopique en réglant la fréquence d’observation sur n’importe quel diviseur parfait de la fréquence d’oscillation.
- Pour l’imagerie directe et stroboscopique, utilisez un appareil photo équipé d’un obturateur global pour éviter l’effet jello. Dans les deux cas, maintenez le temps d’exposition considérablement plus petit que la période d’oscillation (d’un facteur 10 ou plus) pour éviter les stries.
- Pour mesurer l’amplitude d’oscillation sans caméra haute vitesse, enregistrez à une fréquence d’images maintenue proche mais non égale à la fréquence d’images stroboscopique (par exemple, 49 images/s pour un signal de 50 Hz). Il en résulte une oscillation fortement ralentie à partir de laquelle l’amplitude peut être mesurée avec précision.
- Observez et enregistrez les mesures d’amplitude.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Pour illustrer la capacité et les performances de la configuration ci-dessus, des résultats représentatifs de l’écoulement oscillatoire dans un microcanal linéaire simple avec une section transversale carrée sont présentés. La largeur et la hauteur du canal sont de 110 μm et sa longueur est de 5 cm. Tout d’abord, nous décrivons le mouvement des particules traceuses de polystyrène sphérique et comment celles-ci peuvent être utilisées pour vérifier la fidélité du signal oscillatoire ainsi que la gamme d’amplitudes d’oscillation réalisables. Nous discutons ensuite de l’effet de propriétés spécifiques des fluides ou des matériaux microfluidiques sur l’amplitude d’oscillation. Enfin, nous illustrons la capacité des formes d’onde non sinusoïdales.
À titre de comparaison, nous définissons le cas de référence par les propriétés de fluide, la géométrie du canal et les matériaux microfluidiques suivants. Le liquide de travail est de l’eau désionisée (μ = 1,00 mPa.s) avec une fraction volumique de 0,01% de particules traceuses qui ont un diamètre, d = 1 μm et une densité, ρ = 1,20 kg/m3. Le temps de réponse des particules correspondant, donné par ρd2/18μ, est de 70 ns, ce qui est bien inférieur aux échelles de temps oscillatoires correspondantes (1-100 ms). Les particules sont observées à mi-hauteur du canal avec un objectif 10x et une profondeur de foyer de 10 μm. Le tube microfluidique a des diamètres de 1,27 mm x 0,76 mm (extérieur x intérieur) et une longueur de tube de sortie de 12 cm qui est maintenue à 5 cm au-dessus du niveau du canal.
Les déplacements suivis des particules traceuses au milieu du plan médian du canal pour différentes fréquences d’oscillation sont illustrés à la figure 2. Un signal harmonique est observé pour toutes les fréquences d’oscillation indiquées, qui sont 100 Hz, 200 Hz, 400 Hz et 800 Hz. La fréquence d’images d’imagerie était supérieure ou égale à 20 fois la fréquence d’oscillation. Le réglage de l’amplitude (volume du haut-parleur) a été maintenu constant sur les différentes fréquences d’oscillation. Pour les fréquences 100 Hz, 200 Hz, 400 Hz et 800 Hz, les amplitudes correspondantes sont respectivement d’environ 125 μm, 100 μm, 25 μm et 10 μm.
Le déplacement suivi des particules est également utilisé pour déterminer la fidélité du mouvement harmonique et la plage d’amplitudes d’oscillation, une étape critique dans le processus d’étalonnage. La fidélité du déplacement harmonique des particules à différentes fréquences et amplitudes d’oscillation est illustrée à l’aide des spectres de Fourier et illustrée à la figure 3A. Pour les fréquences de 50 Hz, 200 Hz et 400 Hz respectivement, trois amplitudes différentes caractérisées par la différence de potentiel dans le câble auxiliaire (ou tension d’entrée de l’amplificateur) sont considérées. Les paramètres sont nommés bas (30 %, 1,5 V, jaune), intermédiaire (60 %, 3 V, orange) et haut (90 %, 4,5 V, rouge). Ici, le pourcentage représente l’amplitude du réglage du volume par rapport au volume maximal du haut-parleur, ou la tension correspondante de 5 V. Les spectres de Fourier du déplacement des particules à des fréquences d’oscillation de 50 Hz, 200 Hz et 800 Hz sont représentés à la figure 3A pour trois tensions d’entrée d’amplificateur différentes (1,5 V, 3 V, 4,5 V) correspondant respectivement aux couleurs jaune, orange et rouge. Le pic primaire du spectre correspond exactement à la fréquence appliquée pour tous les réglages de volume. Le pic primaire est > 10 fois les pics secondaires, même à l’amplitude la plus élevée.
Pour une tension d’entrée d’amplificateur de 5 V, l’amplitude du déplacement du cône du haut-parleur a une valeur maximale de 5 mm et reste une constante pour les fréquences jusqu’à 50 Hz, puis diminue approximativement quadratiquement pour les fréquences supérieures à 50 Hz (par exemple, 1,5 mm à 100 Hz). L’amplitude d’oscillation des particules dans le liquide est proportionnelle à la puissance transduite donnée par le produit de l’amplitude du cône du haut-parleur et de la fréquence d’oscillation. Nous nous attendons donc à ce que l’amplitude oscillatoire soit maximale près de la fréquence de résonance du haut-parleur et diminue pour les fréquences de chaque côté de celle-ci pour une tension d’entrée d’amplificateur fixe. En outre, nous pouvons également nous attendre à ce que l’amplitude oscillatoire du fluide varie linéairement avec la tension d’entrée de l’amplificateur et que sa valeur ne puisse pas dépasser celle de l’amplitude du cône du haut-parleur.
Ces attentes sont confirmées dans un graphique de l’amplitude d’oscillation par rapport à la fréquence illustrée à la figure 3B. Pour tous les réglages de volume du haut-parleur, la courbe caractéristique a un pic de résonance, qui se produit à environ 180 Hz, au-delà duquel l’amplitude diminue avec la fréquence croissante. Les courbes à différentes tensions semblent identiques, à l’exception des translations verticales à l’échelle logarithmique, ce qui implique que l’amplitude oscillatoire varie linéairement avec la tension. Enfin, l’amplitude maximale est inférieure à 1,5 mm même à la fréquence de résonance de 5 V. Néanmoins, un réglage du volume peut être sélectionné de manière à ce que des amplitudes d’oscillation de > 100 μm puissent être atteintes sur toute la gamme de fréquences opérationnelles.
Ensuite, certains exemples de cas sont présentés sur l’effet de la viscosité du liquide, du diamètre du tube et de la longueur du tube sur l’amplitude oscillatoire sur la plage de fréquences opérationnelles par rapport au cas de référence décrit ci-dessus. Pour ces expériences, l’amplitude du pilote (volume du haut-parleur) est maintenue constante au niveau intermédiaire et un seul paramètre de configuration est modifié à la fois tandis que les paramètres restants sont identiques au boîtier de contrôle de référence (symboles diamantés). Les résultats correspondants pour l’amplitude d’oscillation par rapport à la fréquence sont présentés à la figure 4. Lorsque la viscosité du liquide de travail est augmentée en passant à une solution de glycérol à 25% (μ = 1,81 mPa.s), l’amplitude diminue d’un facteur de près de 2 sur la plage de fréquences de fonctionnement (symboles carrés). Cela suggère que, en général, l’augmentation de la viscosité du liquide par rapport à celle de l’eau désionisée entraînerait une courbe d’amplitude par rapport à la fréquence caractéristique similaire avec une diminution constante de l’amplitude. Lorsque le diamètre du tube microfluidique pour le même matériau (polyéthylène) est augmenté à 2,41 mm x 1,67 mm, l’amplitude augmente par rapport au cas de référence d’un facteur compris entre 1,5 et 3 en fonction de la fréquence (symboles de cercle). L’augmentation est plus importante aux hautes fréquences et plus faible aux basses fréquences, ce qui indique que la fréquence de résonance a augmenté. Lorsque la longueur du tube pour le même matériau (polyéthylène) est augmentée à 24 cm (d’un facteur 2), l’amplitude augmente considérablement près de la fréquence de résonance mais reste inchangée par rapport au cas de contrôle de référence à des fréquences très basses et très élevées (symboles triangulaires).
En plus des formes d’onde sinusoïdales discutées ci-dessus, les formes d’onde non sinusoïdales sont également démontrées. Les traces de déplacement de particules pour les formes d’onde carrées, triangulaires et en dents de scie sont illustrées à la figure 5A. Ici, le réglage de l’amplitude est intermédiaire (60% du maximum), la fréquence d’entraînement est de 100 Hz et les particules sont observées à 4000 images/s. Comme prévu, des changements de position très brusques associés aux formes d’onde carrées et en dents de scie ne sont pas possibles dans les systèmes réels avec un temps de réponse fini. Pour ce système de haut-parleurs, le temps de réponse peut être estimé à 0,5 ms. Néanmoins, on observe que les spectres de Fourier de ces formes d’onde sont en bon accord avec les spectres idéaux, au moins jusqu’à la troisième harmonique comme le montre la figure 5B.
Graphique 1. Un schéma pour illustrer la conception et l’assemblage de l’appareil. Les composants critiques sont (I) le haut-parleur, (II) le support du haut-parleur, (III) l’adaptateur haut-parleur-tube, (IV) le joint de coin de la pointe de la pipette, (V) le tube en polyéthylène et (VI) le microcanal PDMS. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Graphique 2. Exemples de déplacement de particules pendant l’écoulement oscillatoire. Des traces de particules représentatives lors de l’entrée de la forme d’onde sinusoïdale à différentes fréquences ont été obtenues à l’aide de l’imagerie à grande vitesse. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Graphique 3. Analyse du déplacement des particules pour la fidélité du signal et la plage d’amplitude. (A) Analyse du spectre de Fourier des oscillations sinusoïdales à différentes fréquences et amplitudes d’oscillation, ou volumes de haut-parleurs. (B) La courbe caractéristique de l’amplitude d’oscillation par rapport à la fréquence à trois réglages de volume de haut-parleur différents. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Graphique 4. Effets de la longueur du tube, du diamètre du tube et de la viscosité du liquide sur l’amplitude oscillatoire. Par rapport au scénario de référence, une augmentation de la longueur ou du diamètre du tube entraînera une augmentation de l’amplitude d’oscillation sur la plage de fréquences opérationnelles. Une augmentation de la viscosité, cependant, diminue l’amplitude d’oscillation. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Graphique 5. Exemples de formes d’onde non sinusoïdales. (A) Déplacements de particules pour les formes d’onde carrées, triangulaires et en dents de scie à une fréquence d’oscillation de 100 Hz. (B) Spectres de Fourier correspondants pour les déplacements de particules non sinusoïdales. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Dossier supplémentaire 1. Fichier de stéréolithographie pour produire un support de haut-parleur imprimé en 3D visé à la figure 1 (II). Veuillez cliquer ici pour télécharger ce fichier.
Dossier supplémentaire 2. Fichier de stéréolithographie pour produire un adaptateur de tube de haut-parleur imprimé en 3D visé à la Figure 1 (III). Veuillez cliquer ici pour télécharger ce fichier.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Nous avons démontré l’assemblage (voir les étapes critiques du protocole 3 et 4) et le fonctionnement (voir les étapes critiques du protocole 5 et 6) d’un appareil externe basé sur des haut-parleurs pour la génération d’un flux oscillatoire avec des fréquences comprises entre 10 et 1000 Hz dans des dispositifs microfluidiques. Le suivi des particules des particules traceuses en suspension est nécessaire pour déterminer la fidélité du mouvement harmonique ainsi que pour calibrer la gamme d’amplitudes d’oscillation réalisables sur la plage de fréquences de fonctionnement. La courbe amplitude-fréquence pour un réglage de volume donné dépend principalement des caractéristiques du haut-parleur, qui ne peuvent pas être modifiées (voir la discussion des caractéristiques du haut-parleur dans les résultats représentatifs de la figure 3A, B). Cependant, pour une conception de canal particulière, l’amplitude oscillatoire peut être modifiée et réglée en modifiant de manière appropriée les propriétés du tube, la viscosité du liquide ou leurs combinaisons. Par exemple, nous montrons à la figure 4 qu’un diamètre de tube plus grand ou une longueur de tube plus longue peut augmenter l’amplitude de l’amplitude oscillatoire pour le même réglage de volume. L’augmentation de la viscosité, cependant, diminue la plage d’amplitudes oscillatoires, offrant aux utilisateurs une gamme d’amplitudes, s’étendant de 10 μm à 1 mm.
L’avantage significatif de cette méthode est sa facilité d’assemblage, de mise en œuvre et d’utilisation. Le coût total du pilote oscillatoire est inférieur à 60 $ et son assemblage ne prendra qu’environ 2 h une fois les pièces achetées (voir tableau des matériaux). Contrairement aux méthodes alternatives de génération de flux oscillatoire dans les dispositifs microfluidiques25, cette méthode n’impose pratiquement aucune contrainte de conception et garantit un délai minimal de mise en œuvre. Malgré sa simplicité, notre méthode permet à l’utilisateur un contrôle étonnamment précis des amplitudes d’oscillation tout en maintenant la fidélité des formes d’onde oscillatoires sinusoïdales et non sinusoïdales. La technique génère également un mouvement harmonique sur une gamme de fréquences de deux ordres de grandeur. Enfin, cette technique peut être utilisée avec un composant de débit constant généré par des régulateurs de débit microfluidiques standard, tels que des pompes à seringues ou des générateurs de pression, pour générer un débit pulsatile à haute fréquence. Comme démontré précédemment22,28, l’amplitude et la fréquence oscillatoires ne sont pas affectées par la présence d’un flux de transport régulier lorsque la vitesse d’écoulement stable est faible par rapport à la vitesse d’écoulement oscillatoire. Cette méthode est donc idéale pour un laboratoire de recherche.
Une limitation correspondante de la méthode est que l’amplitude ne peut pas être réglée à la valeur souhaitée. Il doit être mesuré et étalonné à l’amplitude d’un canal microfluidique donné. Il n’est actuellement pas évolutif et n’est donc pas immédiatement adapté aux applications industrielles. Le développement ultérieur de cet appareil impliquerait la conception d’un diaphragme simple qui peut être collé et actionné par le haut-parleur pour permettre des amplitudes plus grandes et minimiser la dépendance au tube et au canal microfluidique.
Dans l’ensemble, ce travail fournit une approche peu coûteuse, robuste et personnalisable pour générer des flux oscillatoires dans des canaux microfluidiques dans une gamme de fréquences relativement inexplorée. Cette technique s’est avérée utile pour la microrhéologie des liquides newtoniens26 et non newtoniens27 , le mélange amélioré à l’échelle microscopique28 et la focalisation inertielle dans des canaux de longueur réduite22. L’approche décrite dans ce travail fournit une méthodologie accessible et adaptable pour générer des écoulements purement oscillatoires, ou flux pulsatiles lorsqu’ils sont combinés avec un flux régulier d’une pompe à seringue. En conséquence, cette technique pratique peut permettre la mise en œuvre de flux oscillatoires dans la recherche existante et industrielle à l’échelle microscopique.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Les auteurs n’ont rien à divulguer.
Acknowledgments
Nous tenons à souligner le soutien apporté et les installations fournies par le Laboratoire de prototypage rapide du Département des sciences et de l’ingénierie mécaniques de l’Université de l’Illinois pour permettre ce travail.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Oscillatory Driver Assembly | |||
| Alligator-to-pin wire | Adafruit | 3255 | Small alligator clip to male jumper wire (12) |
| Aux cable | Adafruit | 2698 | 3.5 mm Male/Male stereo cable 1 m |
| Controller chip | Damgoo | TPA3116 | 50w+50w 2 channel audio amplifier (bluetooth and AUX) |
| DC adapter | Adafruit | 798 | 12 V DC 1A regulated switching power adapter |
| Micro-pipette tip | VWR Signature | 37001-532 | 200 ul micropipette tip |
| Silicone sealant | Loctite | 908570 | Clear silicone waterproof sealant (80 ml) |
| Speaker | Drok | 6843996 | 4.5 inch 4 Ohm 40 W speaker |
| Speaker mount | 3D printed from 'speakermount.stl' in supplementary files | ||
| Speaker-to-tube adapter | 3D printed from 'speaketubeadapter.stl' in supplementary files | ||
| Microchannel Manufacture | |||
| Biopsy punch | Miltex | 15110 | Biopsy punch with plunger (1 - 4 mm) |
| Degasser | |||
| Disposable cup | |||
| Disposable spoon | |||
| Glass Slides | VWR Signature | 16004-430 | 3" x 1" pre clean 1 mm thick |
| Mold | Si - SU-8 or 3D printed | ||
| Oven | Fischer Scientific | Isotemp | |
| PDMS resin and cross-linker | Dow Chemical | 4019862 | Sylgard 184 PDMS resin and crosslinker (500 g) |
| Polyethylene tubing | Becton Dickinson Intramedic | 427440 | Polyethylene tubing (PE 60 - PE 200) |
| Razor blades | VWR | 55411-050 | Single edge industrial razor blades |
| RF plasma generator | Electro-Technic Products | BD - 20 | High frequency generator |
| Silicone Mold Release | CRC | 03301 | Food Grade Silicon Mold release (16 oz) |
| Observation and Characterization | |||
| Camera | Edgertronic | SC2+ | |
| Lens | Nikon | Plan Fluor 10x | |
| Microscope | Nikon | Ti Eclipse manual stage | |
| Needles | Becton Dickinson | 305175 | PrecisionGlide 20G |
| Syringe | Becton Dickinson | 1180100555 | Monoject 1 ml |
| Syringe pump | Harvard Apparatus | Dual syringe programmable syringe pump | |
| Tracer Particles | Spherotech | PP-10-10 | Polystyrene tracer particles 1 um |
References
- Collins, J., Lee, A. P. Control of serial microfluidic droplet size gradient by step-wise ramping of flow rates. Microfluidics and Nanofluidics. 3, 19-25 (2007).
- Lee, C. Y., Chang, C. L., Wang, Y. N., Fu, L. M.
- Bayareh, M., Ashani, M. N., Usefian, A. Active and passive micromixers: A comprehensive review. Chemical Engineering and Processing - Process Intensification. 147, 10771 (2020).
- Zhang, S., Wang, Y., Onck, P., den Toonder, J. A concise review of microfluidic particle manipulation methods. Microfluidics and Nanofluidics. 24, 24 (2020).
- Bayareh, M. An updated review on particle separation in passive microfluidic devices. Chemical Engineering and Processing - Process Intensification. 153, 107984 (2020).
- Wu, M., et al. Acoustofluidic separation of cells and particles. Microsystems & Nanoengineering. 5, 32 (2019).
- Bhagat, A. A. S., et al.
- Mäki, A. J., et al. Modeling and Experimental Characterization of Pressure Drop in Gravity-Driven Microfluidic Systems. ASME Journal of Fluids Engineering. 137 (2), 021105 (2015).
- Safavieh, R., Juncker, D. Capillarics: pre-programmed, self-powered microfluidic circuits built from capillary elements. Lab on a Chip. 13, 4180-4189 (2013).
- Hossan, M. R., Dutta, D., Islam, N., Dutta, P. Review: Electric field driven pumping in microfluidic device. Electrophoresis. 39 (5-6), 702-731 (2018).
- Dincau, B., Dressaire, E., Sauret, A.
- Thurgood, P., et al. Tunable Harmonic Flow Patterns in Microfluidic Systems through Simple Tube Oscillation. Small. 16 (43), 2003612 (2020).
- Xia, H. M., Wu, J. W., Zheng, J. J., Zhang, J., Wang, Z. P. Nonlinear microfluidics: device physics, functions, and applications. Lab on a Chip. 21, 1241-1268 (2021).
- Glasgow, I., Aubry, N. Enhancement of microfluidic mixing using time pulsing. Lab on a Chip. 3 (2), 114-120 (2003).
- Zhang, P., Bachman, H., Ozcelik, A., Huang, T. J.
- Lieu, V. H., House, T. A., Schwartz, D. T. Hydrodynamic Tweezers: Impact of Design Geometry on Flow and Microparticle Trapping. Analytical Chemistry. 84 (4), 1963-1968 (2012).
- Jain, R., Darling, R. B., Lutz, B. Frequency characterization of flow magnitude and phase in resonant microfluidic circuits. Analytical Methods. 9, 5425-5432 (2017).
- Squires, T. M., Quake, S. R. Microfluidics: Fluid physics at the nanoliter scale. Reviews of Modern Physics. 77, 977 (2005).
- Zhang, C., Guo, X., Brunet, P., Costalonga, M., Royon, L. Acoustic streaming near a sharp structure and its mixing performance characterization. Microfluidics and Nanofluidics. 23 (9), 104 (2019).
- Abolhasani, M., Oskooei, A., Klinkova, A., Kumacheva, E., Günther, A. Shaken, and stirred: oscillatory segmented flow for controlled size-evolution of colloidal nanomaterials. Lab on a Chip. 14, 2309-2318 (2014).
- Thameem, R., Rallabandi, B., Hilgenfeldt, S. Fast inertial particle manipulation in oscillating flows. Physical Review Fluids. 2 (5), 052001 (2017).
- Vishwanathan, G., Juarez, G. Inertial focusing in planar pulsatile flows. Journal of Fluid Mechanics. 921, 1 (2021).
- Geschiere, S. D., et al. Slow growth of the Rayleigh-Plateau instability in aqueous two phase systems. Biomicrofluidics. 6, 022007 (2012).
- Vázquez-Vergara, P., Torres Rojas, A. M., Guevara-Pantoja, P. E., Poiré, E. C., Caballero-Robledo, G. A.
- Sauret, A., Shum, H. C. Forced generation of simple and double emulsions in all-aqueous systems. Applied Physics Letters. 100, 154106 (2012).
- Vishwanathan, G., Juarez, G. Steady streaming viscometry of Newtonian liquids in microfluidic devices. Physics of Fluids. 31, 041701 (2019).
- Vishwanathan, G., Juarez, G. Steady streaming flows in viscoelastic liquids. Journal of Non-Newtonian Fluid Mechanics. 271, 104143 (2019).
- Vishwanathan, G., Juarez, G. Generation and application of sub-kilohertz oscillatory flows in microchannels. Microfluidics and Nanofluidics. 24, 69 (2020).
