Figure 1. Cross-sectional dimensions of a V-groove channel

Modeling Open Surface Microfluidics

개방형 표면 미세 유체 모델링

Open surface microfluidic systems are becoming increasingly popular in the fields of biology, biotechnology, medicine, point-of-care (POC) and home care systems. The design of such systems usually involves fluid being transported by capillary forces. Capillarity can enhance fluid transport for small volumes of fluid and can provide a reliable alternative to micro-scale pumping mechanisms. Advantages of capillary systems include:

  • Low cost due to easy and fast fabrication
  • User friendliness due to the simplicity of their design
  • Increased portability ensured by the capillary actuation of fluids
  • Enhanced accessibility caused by the open-surface nature of their design
  • Complete elimination of air bubbles guaranteed by the uniformly moving fluid front

For these reasons, open capillary systems are the preferred design option for various POC systems.

개방형 표면 미세 유체 시스템은 생물학, 생명 공학, 의학, POC (Point-of-Care) 및 홈 케어 시스템 분야에서 점점 인기를 얻고 있습니다. 이러한 시스템의 설계에는 일반적으로 모세관 힘에 의해 유체가 운반됩니다. 모세관은 소량의 유체에 대한 유체 수송을 향상시킬 수 있으며 마이크로 규모 펌핑 메커니즘에 대한 신뢰할 수있는 대안을 제공 할 수 있습니다. 모세관 시스템의 장점은 다음과 같습니다.

  • 쉽고 빠른 제작으로 인한 저렴한 비용
  • 디자인의 단순성으로 인한 사용자 편의성
  • 유체의 모세관 작동으로 인한 휴대 성 향상
  • 디자인의 개방형 특성으로 인한 접근성 향상
  • 균일하게 움직이는 유체 전면으로 보장되는 기포의 완전한 제거

이러한 이유로 개방형 모세관 시스템은 다양한 POC 시스템에서 선호되는 설계 옵션입니다.

모세관 흐름의 시작 조건

V 홈 치수
그림 1. V 홈 채널의 단면 치수 : W = 150 μm, h1 = 300 μm, h2 = 1200 μm, α = 14.5ο.

University at Buffalo와 University of Grenoble의 연구원들의 최근 논문에서 마이크로 그루브가 잠재적으로 모세관 효과를 향상시킬 수있는 방법을 보여주었습니다 [1]. 이 논문의 결과를 바탕으로, FLOW-3D를 사용하여 평행 한 플레이트로 대체 된 좁은 V- 홈 마이크로 채널 내부 유체의 자발적 모세관 흐름 (SCF)에 대한 사례 연구를 논의 할 것  입니다. 모세관 흐름의 시작에 대한 특정 조건이 충족되면 혈류를 모니터링하기위한 POC 시스템의 설계를 위해 전혈과 같은 점성 유체를 사용해도 큰 유체 속도를 얻을 수 있습니다.

모세관 흐름의 조건은 Gibbs 자유 에너지의 최소화를 기반으로 한 정적 접근 방식을 사용하여 이론적으로 설정할 수 있습니다. 보다 구체적으로, 입구 압력이 0 일 때 모세관 흐름이 시작되는 조건은 다음과 같습니다.

(수식 1)           pF/pW < cos⁡ θ

여기서  θ  는 영 접촉각이고  F  및  W  는 각각 유동의 임의 단면에서 자유 및 습식 둘레입니다. 그림 1에 표시된 것과 같은 반각 α 를 갖는 V- 홈 마이크로 채널의  경우 몇 가지 수학적 조작 후 eq. 1은 다음과 같이 다시 작성할 수 있습니다.

(수식 2)         sin α = cos⁡ θ

우리의 경우  α  ≈ 14.5 ο 가 있으므로 모세관 흐름의 조건은  θ  <75.5 o 입니다.

FLOW-3D 에서 시뮬레이션

정적 접근 방식이 SCF의 시작에 관한 중요한 정보를 제공하지만 수치 접근 방식은 현장 진료 장치에서 유동 역학을 연구하는 데 더 적합합니다. 접촉각이 37 °  이고 전혈의 유체 특성 을 갖는 V- 홈 마이크로 채널에 대해 CFD 분석을 수행했습니다 . 혈액의 점도는 거의 일정하기 때문에 흐름 체제는 뉴턴으로 간주됩니다 [1]. 유체 운동이 모세관 효과에 의해서만 발생하도록 모든 경계와 계산 영역 전체에 균일 한 주변 압력이 적용되었습니다. 시뮬레이션은 처음 4mm의 유체 이동을 포함하는 초기 시뮬레이션과 4mm에서 8mm의 유체 이동을 예측하는 재시작 시뮬레이션의 두 부분으로 나뉩니다.

결과 및 검증

처음 8mm 이동에 대한 유동 역학은 그림 2에 나와 있습니다.이 그림은 세 가지 다른 시간에 슬롯에서 전진 인터페이스의 모양을 보여줍니다. 필라멘트 (Concus-Finn 필라멘트)의 점진적인 확장은 주 흐름보다 앞서 볼 수 있습니다.

모세관 흐름 시뮬레이션
그림 2. 세 가지 다른 시간에서 FLOW-3D를 사용하여 진행하는 모세관 흐름의 동적 계산 : (a) 0.04, (b) 0.07 및 (c) 0.11 초와 삽입물 (i1), (i2) 및 (i3) Concus-Finn 필라멘트의 진화 [1].

분석, 수치 및 실험 결과 간의 비교는 그림 3에 나와 있습니다. 수치 예측과 실험 간에는 탁월한 일치가 있습니다. 분석 솔루션도 플롯되었지만 채널 하단에있는 Concus – Finn 필라멘트의 효과가 고려되지 않았기 때문에 수치 및 실험 결과에 대한 유효한 비교를 나타내지 않을 수 있습니다.

모세관 흐름 검증
그림 3. (A) 시간의 함수로서 채널의 속도. 빨간색 점 : FLOW-3D 시뮬레이션 (중간 높이에서); 녹색 점 : 실험 관찰 (채널 중앙 높이); 파선 녹색 선 : 하단 V 홈의 효과를 무시한 분석 속도. (B) 시간의 함수로서 액체 전면의 원점으로부터의 거리. 빨간색 점 : FLOW-3D 시뮬레이션 (중간 높이에서); 녹색 점 : 실험 관찰 (채널 중앙 높이); 파선 녹색 선 : 하단 V 홈의 효과를 무시한 분석 속도 [1].

전혈 이외에도 식용 색소로 착색 한 물과 점성이 높은 알기 네이트 용액을 포함하여 장치가 고점도 유체를 이동시킬 수있는 가능성을 테스트하는 등 다양한 유체를 연구했습니다. 혈액과 같은 고점도 액체는 1 초 이내에 이동할 수 있습니다 (아래 애니메이션 참조).https://www.youtube.com/embed/v4OYoHStJ1w?controls=1&rel=0&playsinline=0&modestbranding=0&autoplay=0&enablejsapi=1&origin=https%3A%2F%2Fwww.flow3d.com&widgetid=1

사례 연구는 상대적으로 큰 점도 (물의 4 배)를 갖는 전혈의 경우 최대 7.5cm / s의 속도를 달성했음을 보여줍니다. 실험 결과 및  FLOW-3D  예측에 따라 전체 채널은 0.2 초 이내에 혈액으로 채워졌습니다. FLOW-3D  시뮬레이션 결과는 실험 관찰 결과와 매우 일치하며, V-groove 내부의 거리에 따라 속도가 감소하지만 장치의 전체 길이에 걸쳐 중요 함을 나타냅니다.

참고 문헌

  1. Berthier, J., K. Brakke, E. P. Furlani, I. H. Karampelas, and G. Delapierre. “Open-surface microfluidics.” In Proceedings of the Nanotech International Conference, pp. 15-19. 2014.
  2. Hirt, Cyril W., and Billy D. Nichols. “Volume of fluid (VOF) method for the dynamics of free boundaries.” Journal of computational physics 39, no. 1 (1981): 201-225.
  3. Rajaratnam, N., and M. R. Chamani. “Energy loss at drops.” Journal of Hydraulic Research 33, no. 3 (1995): 373-384.

자기 혈액 정화 마이크로 장치의 최적화

Optimization of Magnetic Blood Cleansing Microdevices

자기 혈액 정화 마이크로 장치의 최적화

이 기사는 스페인 칸타 브리아 대학 (University of Cantabria) 화학과 및 버팔로 (뉴욕), 미국 뉴욕 주립 대학 생화학공학과의 enifer Gómez-Pastora, Eugenio Bringas, Inmaculada Ortiza 및 Edward P. Furlanib에 의해 기고되었습니다.

Separation of toxins with magnetic particles. Why is it so important?

자성 입자와 독소의 분리. 왜 그렇게 중요한가?

자성 입자의 사용은 최근 독성 물질의 혈류에서 다른 독소가 체외로 포획되는 해독 (disoxification) 과정으로 확대되었습니다. 생체 유체의 해독은 많은 수의 임상 상태에서 가장 생각할 수있는 치료법이며, 일부는 패혈증과 같은 높은 사망률과 관련이 있습니다. 이것은 혈류를 통해 퍼지면서 신체의 방어력을 압도하는 미생물 감염에 의한 치명적인 질병입니다. 이는 미국 내에서만 연간 1800 만 명의 사람들에게 고통을주고 매년 20 만 명이 넘는 사망을 초래하는 병원 중환자 실에서의 주요 사망 원인을 나타냅니다. 정확한 치료를 시행하기 전에 사망률이 매 시간마다 9 % 나 증가한다는 것을 볼수 있습니다. 따라서 최첨단 병원 중환자 실에서도 독소를 신속하게 제거하는 것이 가장 중요합니다.

우리는 현재 치료법의 한계가 독소 격리 제로서 자성 비드를 사용하는 것과 같은 새로운 전략의 개발을 필요로한다는 것을 발견했습니다. 입자의 자기 적 특성으로 인해 병원체의 포획이 완료되면 영구 자석에 의해 생성 된 외부 자기장을 사용하여 환자의 혈액과의 분리가 연속적으로 수행 될 수 있습니다. 지난 10 년 동안 개발 된 다중 자기 마이크로 세퍼레이터로부터 우리는 2 상 연속 흐름 시스템의 사용을 제안했습니다. 이러한 시스템은 흐름 제한 및 생체 유체의 임의의 분해 (즉, 포획 영역 내의 세포의 비특이적 포획)가 회피되어 시간 경과에 따른 시스템의 효능 및 용량을 유지하기 때문에 최선의 대안일 것입니다 [1]. 그러나 이러한 프로세스의 최적화는 덜 연구되었고 합리적 설계는 종종 수학적 설명과 관련된 복잡성으로 인해 부족합니다. 따라서 우리는 체외 해독 과정의 설계를 최적화하기 위해 FLOW-3D로 다중 위상 시스템 내부의 흐르는 혈류로부터 자기 구슬의 분리를 모델링했습니다. 그림1에 나타난 제안된 분리기 디자인에서, 비드는 상부 입구를 통해 연속적으로 주입되고, 자기 구배의 적용에 의해 편향되고 유동 버퍼 스트림으로 수집됩니다. 유체 위상의 혼합을 피하면서 효율적인 분리를 달성하기 위해, 자력 및 유체력을 신중하게 연구하고 최적화했습니다. 구슬이 편향 될 때 입자 – 유체 상호 작용에 대한 상세한 연구도 제공됩니다.

그림 1. 제안 된 microfluidic bioseparator의 도식 다이어그램 ([2]에서 채택).

Modeling approach with FLOW-3D

첫번째로 보여지는 생체 분리기 내부의 자기 영동 입자 수송을 예측하기위한 모델은 CFD 기반의 오일러 – 라그랑지안 (Eulerian-Lagrangian) 접근법으로 구성됩니다. Navier-Stokes 방정식을 풀어서 예측 한 유체 이동은 오일러 접근법을 사용하여 계산되지만, 우리는 비드 역학을 모델링하기 위해 라그랑지안 프레임 워크를 사용했습니다. 라그랑지안 (Lagrangian) 접근법에 따르면 입자는 개별 단위로 모델링되었으며 각각의 궤도는 고전적인 뉴턴 역학을 적용하여 추정되었습니다. 분리 동안 입자에 작용하는 힘은 다르지만 영구 자석에 의해 생성 된 자기 구배 하에서 비드 궤적을 예측하기위한 지배적 인 자력 및 유동력만 고려했습니다. 유체의 동일한 유입 속도를 유지하면서 채널의 하부 벽과 자석의 상단 사이의 거리를 변화시킴으로써 다른 입자 궤적 및 따라서 분리 효능을 얻었습니다 (버퍼에 대해 0.035mS-1, m • s-1). 우리가 개발 한 모델링 노력에 대한 자세한 내용은 출판 된 연구 [1, 2]에서 찾을 수 있습니다.

그림 2. 자석과 마이크로 채널 사이의 거리 “d”를 변화시킴으로써 제공되는 서로 다른 자기장 하에서의 입자 궤적 (빨간색 선) ([2]에서 채택). 윤곽 플롯은 채널에서 예상되는 평균 유체 속도 크기를 나타냅니다.

Particle magnetophoresis results

입자 자기 영동 결과

자석의 위치를 ​​변화시킴으로써, 우리는 가변 자장 구배가 발생하고, 따라서 상이한 분리 효율이 얻어짐을 입증했습니다. 그림 2는 자석과 채널 사이의 거리 d가 다른 입자의 궤도를 보여줍니다. 0 ~ 1mm 사이의 거리에서 모든 입자는 입구에서 원래 위치와 별개로 분리됩니다. 더 큰 거리의 경우, 낮은 자기력으로 인해 분리가 불완전합니다. 완전한 입자 분리를 위해서는 중 ~ 고 자력이 필요합니다. 그러나, 우리는 높은 자력이 유체 패턴의 섭동과 유체 계면의 파손으로 이끄는 입자의 극도의 가속으로 인해 해독 목적에 바람직하지 않음을 입증했습니다 (그림 3 참조). 따라서 중간 자력이 나타나게됩니다. 완전한 비드 분리가 혈액의 완전성을 유지하면서 달성 될 수 있기 때문에 이러한 종류의 시스템에 가장 적합할 수 있습니다.

그림 3. 입자가 a) d = 0 mm 및 b) d = 1.15 mm에 대해 상간 경계면을 횡단 할 때의 속도 벡터. c) d = 0 mm 및 b) d = 1.15 mm ([2]에서 채택)에 대한 그 당시의 혈액 체적 분율.

Conclusions

본 연구에서는 다중 위상 연속 흐름 마이크로 디바이스에서 혈액으로부터 자기 비드 분리 과정을 예측하고 최적화 하기위한 새로운 FLOW-3D 모델을 소개했습니다. 이 모델은 입자에 작용하는 우세한 힘을 고려하고 개별 입자의 궤도, 분리에 필요한 시간 및 혈액 / 버퍼 동시 흐름의 섭동을 포함하여 분리 과정의 중요한 세부 사항을 연구하는데 사용될 수 있습니다 . 이 연구의 핵심 요소는 유체 장에서 입자 – 유체 상호 작용의 영향을 고려하면서 장치에서 동시에 흐르는 두 유체 간의 상호 작용을 연구 한 것입니다. 솔루션이 채널의 길이를 따라 독립적으로 흐르고 각각의 출구에서 분리되어 가능한 혈액 손실이나 용해를 피하기 때문에 이러한 문제는 매우 중요합니다. 여기에 이어지는 방법론은 핵심 작동 변수 및 매개 변수를 고려하여 입자 분리를 예측하는 데 사용할 수 있으므로 합리적인 설계 지침을 제공합니다. 일반적으로 혈액 해독 과정뿐만 아니라 미세 유체 장치 내부에 여러 개의 구속 된 액체 상을 포함하는 다른 연구를위한 파라 메트릭 분석 및 최적화에도 적용됩니다. 우리의 미래 연구는 새로운 혈액 해독 과정을 설계하기 위해 전혈을 사용하는 과정의 실험적 분석과 자성 분리 단계의 독소 제거와 통합에 초점을 맞출 것입니다.

References

[1] Gómez-Pastora et al., Separation and Purification Technology2017, 172, 16–31.

[2] Gómez-Pastora et al., Journal of Physical Chemistry C2017, 121, 7466−7477.