Figure 1. (a) Top view of the microfluidic-magnetophoretic device, (b) Schematic representation of the channel cross-sections studied in this work, and (c) the magnet position relative to the channel location (Sepy and Sepz are the magnet separation distances in y and z, respectively).

Continuous-Flow Separation of Magnetic Particles from Biofluids: How Does the Microdevice Geometry Determine the Separation Performance?

by 
Cristina González Fernández1, Jenifer Gómez Pastora2, Arantza Basauri1, Marcos Fallanza1, Eugenio Bringas1, Jeffrey J. Chalmers2 and Inmaculada Ortiz1,*
1Department of Chemical and Biomolecular Engineering, ETSIIT, University of Cantabria, Avda. Los Castros s/n, 39005 Santander, Spain
2William G. Lowrie Department of Chemical and Biomolecular Engineering, The Ohio State University, 151 W. Woodruff Ave., Columbus, OH 43210, USA
*Author to whom correspondence should be addressed.
Sensors 2020, 20(11), 3030; https://doi.org/10.3390/s20113030
Received: 16 April 2020 / Revised: 21 May 2020 / Accepted: 25 May 2020 / Published: 27 May 2020
(This article belongs to the Special Issue Lab-on-a-Chip and Microfluidic Sensors)

Abstract

The use of functionalized magnetic particles for the detection or separation of multiple chemicals and biomolecules from biofluids continues to attract significant attention. After their incubation with the targeted substances, the beads can be magnetically recovered to perform analysis or diagnostic tests. Particle recovery with permanent magnets in continuous-flow microdevices has gathered great attention in the last decade due to the multiple advantages of microfluidics. As such, great efforts have been made to determine the magnetic and fluidic conditions for achieving complete particle capture; however, less attention has been paid to the effect of the channel geometry on the system performance, although it is key for designing systems that simultaneously provide high particle recovery and flow rates. Herein, we address the optimization of Y-Y-shaped microchannels, where magnetic beads are separated from blood and collected into a buffer stream by applying an external magnetic field. The influence of several geometrical features (namely cross section shape, thickness, length, and volume) on both bead recovery and system throughput is studied. For that purpose, we employ an experimentally validated Computational Fluid Dynamics (CFD) numerical model that considers the dominant forces acting on the beads during separation. Our results indicate that rectangular, long devices display the best performance as they deliver high particle recovery and high throughput. Thus, this methodology could be applied to the rational design of lab-on-a-chip devices for any magnetically driven purification, enrichment or isolation.

Keywords: particle magnetophoresis; CFD; cross section; chip fabrication

Korea Abstract

생체 유체에서 여러 화학 물질과 생체 분자의 검출 또는 분리를위한 기능화 된 자성 입자의 사용은 계속해서 상당한 관심을 받고 있습니다. 표적 물질과 함께 배양 한 후 비드를 자기 적으로 회수하여 분석 또는 진단 테스트를 수행 할 수 있습니다. 연속 흐름 마이크로 장치에서 영구 자석을 사용한 입자 회수는 마이크로 유체의 여러 장점으로 인해 지난 10 년 동안 큰 관심을 모았습니다. 

따라서 완전한 입자 포획을 달성하기 위한 자기 및 유체 조건을 결정하기 위해 많은 노력을 기울였습니다. 그러나 높은 입자 회수율과 유속을 동시에 제공하는 시스템을 설계하는 데있어 핵심이기는 하지만 시스템 성능에 대한 채널 형상의 영향에 대해서는 덜주의를 기울였습니다. 

여기에서 우리는 자기 비드가 혈액에서 분리되고 외부 자기장을 적용하여 버퍼 스트림으로 수집되는 YY 모양의 마이크로 채널의 최적화를 다룹니다. 비드 회수 및 시스템 처리량에 대한 여러 기하학적 특징 (즉, 단면 형상, 두께, 길이 및 부피)의 영향을 연구합니다. 

이를 위해 분리 중에 비드에 작용하는 지배적인 힘을 고려하는 실험적으로 검증 된 CFD (Computational Fluid Dynamics) 수치 모델을 사용합니다. 우리의 결과는 직사각형의 긴 장치가 높은 입자 회수율과 높은 처리량을 제공하기 때문에 최고의 성능을 보여줍니다. 

따라서 이 방법론은 자기 구동 정제, 농축 또는 분리를 위한 랩온어 칩 장치의 합리적인 설계에 적용될 수 있습니다.

Figure 1. (a) Top view of the microfluidic-magnetophoretic device, (b) Schematic representation of the channel cross-sections studied in this work, and (c) the magnet position relative to the channel location (Sepy and Sepz are the magnet separation distances in y and z, respectively).
Figure 1. (a) Top view of the microfluidic-magnetophoretic device, (b) Schematic representation of the channel cross-sections studied in this work, and (c) the magnet position relative to the channel location (Sepy and Sepz are the magnet separation distances in y and z, respectively).
Figure 2. (a) Channel-magnet configuration and (b–d) magnetic force distribution in the channel midplane for 2 mm, 5 mm and 10 mm long rectangular (left) and U-shaped (right) devices.
Figure 2. (a) Channel-magnet configuration and (b–d) magnetic force distribution in the channel midplane for 2 mm, 5 mm and 10 mm long rectangular (left) and U-shaped (right) devices.
Figure 3. (a) Velocity distribution in a section perpendicular to the flow for rectangular (left) and U-shaped (right) cross section channels, and (b) particle location in these cross sections.
Figure 3. (a) Velocity distribution in a section perpendicular to the flow for rectangular (left) and U-shaped (right) cross section channels, and (b) particle location in these cross sections.
Figure 4. Influence of fluid flow rate on particle recovery when the applied magnetic force is (a) different and (b) equal in U-shaped and rectangular cross section microdevices.
Figure 4. Influence of fluid flow rate on particle recovery when the applied magnetic force is (a) different and (b) equal in U-shaped and rectangular cross section microdevices.
Figure 5. Magnetic bead capture as a function of fluid flow rate for all of the studied geometries.
Figure 5. Magnetic bead capture as a function of fluid flow rate for all of the studied geometries.
Figure 6. Influence of (a) magnetic and fluidic forces (J parameter) and (b) channel geometry (θ parameter) on particle recovery. Note that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 6. Influence of (a) magnetic and fluidic forces (J parameter) and (b) channel geometry (θ parameter) on particle recovery. Note that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 7. Dependence of bead capture on the (a) functional channel volume and (b) particle residence time (tres). Note that in the curve fitting expressions V represents the functional channel volume and that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 7. Dependence of bead capture on the (a) functional channel volume and (b) particle residence time (tres). Note that in the curve fitting expressions V represents the functional channel volume and that U-2mm does not accurately fit a line.

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Fluid velocity magnitude including velocity vectors and blood volumetric fraction contours for scenario 3: (a,b) Magnet distance d = 0; (c,d) Magnet distance d = 1 mm.

Numerical Analysis of Bead Magnetophoresis from Flowing Blood in a Continuous-Flow Microchannel: Implications to the Bead-Fluid Interactions

Scientific Reports volume 9, Article number: 7265 (2019) Cite this article

Abstract

이 연구에서는 비드 운동과 유체 흐름에 미치는 영향에 대한 자세한 분석을 제공하기 위해 연속 흐름 마이크로 채널 내부의 비드 자기 영동에 대한 수치 흐름 중심 연구를 보고합니다.

수치 모델은 Lagrangian 접근 방식을 포함하며 영구 자석에 의해 생성 된 자기장의 적용에 의해 혈액에서 비드 분리 및 유동 버퍼로의 수집을 예측합니다.

다음 시나리오가 모델링됩니다. (i) 운동량이 유체에서 점 입자로 처리되는 비드로 전달되는 단방향 커플 링, (ii) 비드가 점 입자로 처리되고 운동량이 다음으로부터 전달되는 양방향 결합 비드를 유체로 또는 그 반대로, (iii) 유체 변위에서 비드 체적의 영향을 고려한 양방향 커플 링.

결과는 세 가지 시나리오에서 비드 궤적에 약간의 차이가 있지만 특히 높은 자기력이 비드에 적용될 때 유동장에 상당한 변화가 있음을 나타냅니다.

따라서 높은 자기력을 사용할 때 비드 운동과 유동장의 체적 효과를 고려한 정확한 전체 유동 중심 모델을 해결해야 합니다. 그럼에도 불구하고 비드가 중간 또는 낮은 자기력을 받을 때 계산적으로 저렴한 모델을 안전하게 사용하여 자기 영동을 모델링 할 수 있습니다.

Sketch of the magnetophoresis process in the continuous-flow microdevice.
Sketch of the magnetophoresis process in the continuous-flow microdevice.
Schematic view of the microdevice showing the working conditions set in the simulations.
Schematic view of the microdevice showing the working conditions set in the simulations.
Bead trajectories for different magnetic field conditions, magnet placed at different distances “d” from the channel: (a) d = 0; (b) d = 1 mm; (c) d = 1.5 mm; (d) d = 2 mm
Bead trajectories for different magnetic field conditions, magnet placed at different distances “d” from the channel: (a) d = 0; (b) d = 1 mm; (c) d = 1.5 mm; (d) d = 2 mm
Separation efficacy as a function of the magnet distance. Comparison between one-way and two-way coupling.
Separation efficacy as a function of the magnet distance. Comparison between one-way and two-way coupling.
(a) Fluid velocity magnitude including velocity vectors and (b) blood volumetric fraction contours with magnet distance d = 0 mm for scenario 1 (t = 0.25 s).
(a) Fluid velocity magnitude including velocity vectors and (b) blood volumetric fraction contours with magnet distance d = 0 mm for scenario 1 (t = 0.25 s).
luid velocity magnitude including velocity vectors and blood volumetric fraction contours for scenario 2: (a,b) Magnet distance d = 0 mm at t = 0.4 s; (c,d) Magnet distance d = 1 mm at t = 0.4 s.
luid velocity magnitude including velocity vectors and blood volumetric fraction contours for scenario 2: (a,b) Magnet distance d = 0 mm at t = 0.4 s; (c,d) Magnet distance d = 1 mm at t = 0.4 s.
Fluid velocity magnitude including velocity vectors and blood volumetric fraction contours for scenario 3: (a,b) Magnet distance d = 0; (c,d) Magnet distance d = 1 mm.
Fluid velocity magnitude including velocity vectors and blood volumetric fraction contours for scenario 3: (a,b) Magnet distance d = 0; (c,d) Magnet distance d = 1 mm.
Blood volumetric fraction contours. Scenario 1: (a) Magnet distance d = 0 and (b) Magnet distance d = 1 mm; Scenario 2: (c) Magnet distance d = 0 and (d) Magnet distance d = 1 mm; and Scenario 3: (e) Magnet distance d = 0 and (f) Magnet distance d = 1 mm.
Blood volumetric fraction contours. Scenario 1: (a) Magnet distance d = 0 and (b) Magnet distance d = 1 mm; Scenario 2: (c) Magnet distance d = 0 and (d) Magnet distance d = 1 mm; and Scenario 3: (e) Magnet distance d = 0 and (f) Magnet distance d = 1 mm.

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Author information

  1. Edward P. Furlani is deceased.

Affiliations

  1. Department of Chemical and Biomolecular Engineering, ETSIIT, University of Cantabria, Avda. Los Castros s/n, 39005, Santander, SpainJenifer Gómez-Pastora, Eugenio Bringas & Inmaculada Ortiz
  2. Flow Science, Inc, Santa Fe, New Mexico, 87505, USAIoannis H. Karampelas
  3. Department of Chemical and Biological Engineering, University at Buffalo (SUNY), Buffalo, New York, 14260, USAEdward P. Furlani
  4. Department of Electrical Engineering, University at Buffalo (SUNY), Buffalo, New York, 14260, USAEdward P. Furlani
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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  p F  및  p 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.

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Figure 3. (a) Velocity distribution in a section perpendicular to the flow for rectangular (left) and Ushaped (right) cross section channels, and (b) particle location in these cross sections.

Continuous-Flow Separation of Magnetic Particles from Biofluids: How Does the Microdevice Geometry Determine the Separation Performance?

Cristina González Fernández,1 Jenifer Gómez Pastora,2 Arantza Basauri,1 Marcos Fallanza,1 Eugenio Bringas,1 Jeffrey J. Chalmers,2 and Inmaculada Ortiz1,*
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생체 유체에서 자성 입자의 연속 흐름 분리 : 마이크로 장치 형상이 분리 성능을 어떻게 결정합니까?

Abstract

The use of functionalized magnetic particles for the detection or separation of multiple chemicals and biomolecules from biofluids continues to attract significant attention. After their incubation with the targeted substances, the beads can be magnetically recovered to perform analysis or diagnostic tests. Particle recovery with permanent magnets in continuous-flow microdevices has gathered great attention in the last decade due to the multiple advantages of microfluidics. As such, great efforts have been made to determine the magnetic and fluidic conditions for achieving complete particle capture; however, less attention has been paid to the effect of the channel geometry on the system performance, although it is key for designing systems that simultaneously provide high particle recovery and flow rates. Herein, we address the optimization of Y-Y-shaped microchannels, where magnetic beads are separated from blood and collected into a buffer stream by applying an external magnetic field. The influence of several geometrical features (namely cross section shape, thickness, length, and volume) on both bead recovery and system throughput is studied. For that purpose, we employ an experimentally validated Computational Fluid Dynamics (CFD) numerical model that considers the dominant forces acting on the beads during separation. Our results indicate that rectangular, long devices display the best performance as they deliver high particle recovery and high throughput. Thus, this methodology could be applied to the rational design of lab-on-a-chip devices for any magnetically driven purification, enrichment or isolation.

생체 유체에서 여러 화학 물질과 생체 분자의 검출 또는 분리를 위한 기능화된 자성 입자의 사용은 계속해서 상당한 관심을 받고 있습니다. 표적 물질과 함께 배양 한 후 비드는 자기적으로 회수되어 분석 또는 진단 테스트를 수행 할 수 있습니다.

연속 흐름 마이크로 장치에서 영구 자석을 사용한 입자 회수는 마이크로 유체의 여러 장점으로 인해 지난 10 년 동안 큰 관심을 모았습니다. 따라서 완전한 입자 포획을 달성하기 위한 자기 및 유체 조건을 결정하기 위해 많은 노력을 기울였습니다.

그러나 높은 입자 회수율과 유속을 동시에 제공하는 시스템을 설계하는데 있어 핵심이기는 하지만 시스템 성능에 대한 채널 형상의 영향에 대해서는 덜 주의를 기울였습니다.

여기에서 우리는 자기 비드가 혈액에서 분리되어 외부 자기장을 적용하여 버퍼 스트림으로 수집되는 Y-Y 모양의 마이크로 채널의 최적화를 다룹니다. 비드 회수 및 시스템 처리량에 대한 여러 기하학적 특징 (즉, 단면 형상, 두께, 길이 및 부피)의 영향을 연구합니다.

이를 위해 분리 중에 비드에 작용하는 지배적인 힘을 고려하는 실험적으로 검증된 CFD (Computational Fluid Dynamics) 수치 모델을 사용합니다.

우리의 결과는 직사각형의 긴 장치가 높은 입자 회수율과 높은 처리량을 제공하기 때문에 최고의 성능을 보여줍니다. 따라서 이 방법론은 자기 구동 정제, 농축 또는 분리를 위한 랩 온어 칩 장치의 합리적인 설계에 적용될 수 있습니다.

Keywords: particle magnetophoresis, CFD, cross section, chip fabrication

Figure 1 (a) Top view of the microfluidic-magnetophoretic device, (b) Schematic representation of the channel cross-sections studied in this work, and (c) the magnet position relative to the channel location (Sepy and Sepz are the magnet separation distances in y and z, respectively).
Figure 1 (a) Top view of the microfluidic-magnetophoretic device, (b) Schematic representation of the channel cross-sections studied in this work, and (c) the magnet position relative to the channel location (Sepy and Sepz are the magnet separation distances in y and z, respectively).
Figure 2. (a) Channel-magnet configuration and (b–d) magnetic force distribution in the channel midplane for 2 mm, 5 mm and 10 mm long rectangular (left) and U-shaped (right) devices.
Figure 2. (a) Channel-magnet configuration and (b–d) magnetic force distribution in the channel midplane for 2 mm, 5 mm and 10 mm long rectangular (left) and U-shaped (right) devices.
Figure 3. (a) Velocity distribution in a section perpendicular to the flow for rectangular (left) and Ushaped (right) cross section channels, and (b) particle location in these cross sections.
Figure 3. (a) Velocity distribution in a section perpendicular to the flow for rectangular (left) and Ushaped (right) cross section channels, and (b) particle location in these cross sections.
Figure 4. Influence of fluid flow rate on particle recovery when the applied magnetic force is (a) different and (b) equal in U-shaped and rectangular cross section microdevices.
Figure 4. Influence of fluid flow rate on particle recovery when the applied magnetic force is (a) different and (b) equal in U-shaped and rectangular cross section microdevices.
Figure 5. Magnetic bead capture as a function of fluid flow rate for all of the studied geometries.
Figure 5. Magnetic bead capture as a function of fluid flow rate for all of the studied geometries.
Figure 6. Influence of (a) magnetic and fluidic forces (J parameter) and (b) channel geometry (θ parameter) on particle recovery. Note that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 6. Influence of (a) magnetic and fluidic forces (J parameter) and (b) channel geometry (θ parameter) on particle recovery. Note that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 7. Dependence of bead capture on the (a) functional channel volume, and (b) particle residence time (tres). Note that in the curve fitting expressions V represents the functional channel volume and that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 7. Dependence of bead capture on the (a) functional channel volume, and (b) particle residence time (tres). Note that in the curve fitting expressions V represents the functional channel volume and that U-2mm does not accurately fit a line.
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컴팩트 디스크 ELISA 칩 [2]

컴팩트 디스크 미세 유체 장치: Optimizing Real Estate

Compact Disc Microfluidic Devices: Optimizing Real Estate

미세 유체 장치 사용자의 증가하는 기대를 충족하려면 작은 미세 유체 장치에서 제한된 공간을 최적화하는 것이 중요합니다. 사용자는 단일 미세 유체 장치에서 최대의 기능과 여러 병렬 작업을 기대합니다. 제한된 공간을 최적화하는 문제는 이러한 장치의 많은 물리적 이점에도 불구하고 회전하는 미세 유체 장치로 확장됩니다. 회전 에너지를 이용하여 미세 유체 작업을 수행하는 회전 장치를 컴팩트 디스크 (CD) 미세 유체 장치라고합니다.

컴팩트 디스크 ELISA 칩 [1]
컴팩트 디스크 ELISA 칩 [2]
컴팩트 디스크 ELISA 칩 [2]

10 년 넘게 CD는 혈액 진단을위한 신속한 면역 분석 및 임상 생화학에서 지속적으로 장점을 보여 왔습니다. 마이크로 토탈 분석 시스템 (μTAS)으로 사용되며, 여러 개별 분석이 내장되어 단일 칩에서 동시에 실행됩니다. 핸즈프리 제어를 위해 프로그래밍 된 간단하고 저렴한 모터에서 작동하며 자석이나 표면 처리와 같은 외부 액추에이터가 필요하지 않습니다. 기본적으로 CD는 훌륭합니다! 그러나 공짜 점심 같은 것은 없습니다. 단방향 (방사형) 원심력으로 인해 CD는 회전하지 않는 미세 유체 장치보다 빠르게 공간이 부족합니다. 유체는 방사형으로 바깥쪽으로 만 이동하므로 CD가 수행 할 수있는 분석 단계의 수가 제한됩니다.

그림 3. CD 채널 내부의 방사형 물 기둥에 적용되는 다양한 신체 힘을 강조하는 회로도. 방사상으로 바깥쪽으로 작용하는 원심력을 확인합니다.
그림 3. CD 채널 내부의 방사형 물 기둥에 적용되는 다양한 신체 힘을 강조하는 회로도. 방사상으로 바깥쪽으로 작용하는 원심력을 확인합니다.

CD의 단 방향성 극복

Gorkin  등  [3]에서는 CD의 단 방향성 제약을 극복하기 위해 공압 펌핑이 제안되었습니다. 아이디어는 원심 에너지를 압축 에너지로 저장하고 다시 풀어서 유체를 중심으로 발사하는 것입니다. 아래 이미지는 로딩 챔버, 흡입 하위 구획 및 압축 하위 구획의 세 개의 챔버가있는 비교적 간단한 미세 유체 칩을 보여줍니다.

그림 4. CD 사진
그림 4. CD 사진
그림 5. FLOW-3D에서 모방 된 CD 디자인
그림 5. FLOW-3D에서 모방 된 CD 디자인

공압 펌핑 프로세스

유체가 로딩 챔버로 들어간 다음, 흡입 하위 구획을 통해 공기가 갇힌 압축 하위 구획으로 이동합니다. 공기가 갇 히면 CD가 특정 각속도로 회전하여 갇힌 공기가 압축됩니다. 공기가 더 이상 압축 할 수없는 경우 (안정 상태에 도달했기 때문에), 회전 속도가 감소하거나 완전히 꺼져 (누군가이 작업을 수행하고 있습니까? 아니면 장치가 수행하고 있습니까?) 유체가 로딩 챔버로 다시 펌핑됩니다. 이 마지막 단계는 이완 단계입니다. 공압 펌핑 공정의 5 단계는 다음과 같습니다.

그림 6. CD의 5 단계 공압 펌핑 [3]
그림 6. CD의 5 단계 공압 펌핑 [3]

회전 속도의 영향

회전 속도가 다르면 압축 하위 구획에서 공기의 압축 수준이 다릅니다. 회전 속도가 높을수록 유체가 공기에 더 세게 밀려 공기가 더 많이 압축됩니다. 그러나 공기가 압축 될 수있는 양에는 한계가 있습니다. 사실, 공기의 압축은 특정 회전 속도 이상으로 점진적으로 증가합니다. 압축 하위 구획의 부피는 회전 속도가 증가함에 따라 감소합니다. 흡입구의 액체 위치는 디스크 중앙에서 흡입 하위 구획의 유체 수준까지의 거리입니다. 이 거리는 증가합니다. 즉, 회전 속도가 증가함에 따라 유체가 중심에서 멀어집니다.

그림 7. 회전 주파수가 증가하면 압축이 증가합니다. [3]
그림 7. 회전 주파수가 증가하면 압축이 증가합니다. [3]

CD 미세 유체 장치 모델링

실험은 미세 유체 장치 설계의 핵심입니다. 그러나 충분한 실험을 수행하고 각 실험에 대한 완벽한 제어 환경을 유지하는 것은 불가능할 수 있습니다. 복잡한 설계에는 복잡한 실험 설정 및 분석이 필요합니다. FLOW-3D 의 정확하고 포괄적 인 다중 물리  모델링 기능 은 미세 유체 설계에 대한 통찰력과이를 최적화하는 방법을 제공합니다. FLOW-3D가  위에서 논의한 CD 미세 유체 장치에 대한 실험적 및 이론적 결과와 어떻게 비교되는지 보여 드리겠습니다  .

CD 미세 유체 장치에 대한 실험적 및 이론적 결과와 비교
CD 미세 유체 장치에 대한 실험적 및 이론적 결과와 비교

이미지 시퀀스는 실험 및 FLOW-3D  시뮬레이션 결과 의 시각적 비교를 제공합니다  . 두 유체 (공기 및 물) 압축 가능 모델을 사용하여 서로 다른 회전 속도에 대해 챔버 내부의 유체 역학을 시뮬레이션했습니다. 회귀 분석을 사용하여 아래 플롯에서 이러한 시각적 비교를 정량화하면 FLOW-3D  와 실험 결과,  FLOW-3D  및 분석 결과 간에 탁월한 상관 관계 (R 2 > 0.99)가 제공  됩니다.

그림 9. FLOW-3D 데이터와 실험 데이터의 비교. (Poly는 다항식 곡선 맞춤을 의미합니다.)
그림 9. FLOW-3D 데이터와 실험 데이터의 비교. (Poly는 다항식 곡선 맞춤을 의미합니다.)

시뮬레이션은 또한 다양한 회전 속도에 대한 정상 상태에 대한 접근 방식을 보여줍니다. 아래의 애니메이션은 CD의 운동 에너지 변동을 1000rpm nd 7000rpm에서 보여줍니다. 더 빠른 속도는 더 빠른 정상 상태를 강제하지만 정상 상태에 도달할 때까지 수위를 빠르게 변동시킵니다. 저속 시뮬레이션의 경우 그 반대입니다.

Mean kinetic energy fluctuations for the CD rotating at 1000 rpm
Mean kinetic energy fluctuations for the CD rotating at 1000 rpm
Mean kinetic energy fluctuations for the CD rotating at 7000 rpm
Mean kinetic energy fluctuations for the CD rotating at 7000 rpm

전반적으로  FLOW-3D  는 실험 결과를 정확하게 검증합니다. 사소한 오류는 부정확 한 지오메트리 (CAD) 생성 및 / 또는 물과 공기 사이의 인터페이스를 엄격하게 정의하기 때문일 수 있습니다. 이 사례 연구는 FLOW-3D  가 실험 결과를 검증하고 컴팩트 디스크 설계의 신뢰도를 높이는 데 효과적으로 사용될 수 있음을 보여줍니다  .

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Non-Newtonian Fluids

Non-Newtonian Fluids

혈액, 케첩, 치약, 샴푸, 페인트 및 로션과 같은 비 뉴턴 유체는 점도가 다양한 복잡한 유변학을 가지고 있습니다. FLOW-3D는 변형 및 온도에 따라 달라지는 비 뉴턴 점도를 가진 유체를 모델링합니다. 전단 및 온도 의존 점도는 Carreau, 거듭 제곱 법칙 함수 또는 단순히 표 형식 입력을 통해 설명됩니다. 일부 폴리머, 세라믹 및 반고체 금속의 특성인 시간 의존적 또는 요 변성 거동(thixotropic behavior)도 시뮬레이션 할 수 있습니다.

Hand Lotion Pump

핸드 로션 펌프는 종종 몇 가지 설계 문제와 관련이 있습니다. 펌프가 공극을 막지 않고 효과적으로 작동하고 로션을 연속적으로 생성하는 것이 중요합니다. 좋은 디자인은 노력을 덜 필요로하며 이상적으로는 로션을 원하는 위치로 향하게합니다. FLOW-3D의 움직이는 물체 모델은 노즐이 아래로 밀리는 것을 시뮬레이션하여 저장소의 로션을 가압하는 데 사용됩니다. 로션의 압력과 로션을 추출하는 데 필요한 힘을 연구 할 수 있습니다. 동일한 고정 구조화 된 메시 내에서 여러 설계 변수를 쉽게 분석 할 수 있습니다.

FLOW-3D’s TruVOF method accurately captures the pulsating lotion as the ball regulates the frequency of dispensing lotion.

Capillary Flows

Capillary Flows

모세관 흐름은 일반적으로 미세 유체 장치에서 발생합니다. 예를 들어, 바이오 칩 설계에서 긴 마이크로 채널은 종종 액체 용액을 한 장소에서 다른 장소로 전달하는 데 사용됩니다. 입구 채널은 액체 저장소에 연결되고 표면 장력이 액체를 마이크로 채널로 당깁니다(액체가 칩 표면에 “습기”되는 경우). 이 페이지에서는 충전, 흡수 및 전환과 같은 모세관 흐름 분석에서 FLOW-3D에 대한 몇 가지 특정 용도에 대해 다룹니다.

Marangoni Flows

마랑고니는 그 중심에 가열된 물 접시에 흐릅니다. 균일하지 않은 표면 장력에 의해 발생하는 흐름은 20ºC의 초기 온도에서 깊이 0.75cm의 얕은 8.0cm의 물 접시에 의해 입증됩니다. 원형 접시 중앙에 놓인 원통형 막대는 직경 0.5cm로 80Cº의 온도로 가열되고 0.05cm의 깊이까지 수면에 잠깁니다. 핫 로드 주변의 물이 가열되면 표면 장력이 0.1678dyne/cm/ºC만큼 감소하여 표면이 접시의 바깥쪽 림 쪽으로 수축됩니다. 수축은 처음에 표면에 뿌려진 질량이 없는 마커 입자에 의해 나타납니다.

Capillary Filling

모세관 충전 공정을 이해하는 것은 칩 설계에 중요합니다. 액체 흐름 경로의 기하학적 구조가 다르면 기포를 고정할 수 있는 등의 모세관 충진 동작이 달라질 수 있습니다. 충전 프로세스에 대한 지식은 설계자가 챔버, 결합 기둥, 분할 및 밸브와 같은 칩의 내부 구조를 정렬하는 데 도움이 됩니다. 오른쪽의 시뮬레이션은 모세관 작용의 분석적 예측을 검증합니다. 모세관 충전은 표면 장력과 중력에 의해 균형을 이루며, 이는 FLOW-3D로 정확하게 예측되는 기본 공정입니다.

Thermocapillary Switch

910/5000광선의 경로 안팎으로 이동하는 소량의 액체는 굴절이나 반사를 통해 다른 경로로 방향을 바꿀 수 있습니다. 이 개념은 광선이 광섬유에 들어가면 내부 반사에 의해 포착되는 광섬유와 관련하여 특히 매력적입니다. 복잡한 광학 회로를 만들려면 한 광섬유에서 다른 광섬유로 빛을 리디렉션 할 수있는 “스위치”가 필요합니다.

제안 된 한 가지 개념은 열 모세관을 기반으로합니다. 광섬유 광선을 교차하는 마이크로 채널에 액체의 작은 방울을 놓습니다. 방울이 채널을 따라 빔이 통과해야하는 곳으로 이동하면 빔이 다른 섬유로 반사됩니다. 방울은 양면을 다르게 가열하여 이동합니다. 이것은 방울이 채널의 더 차가운 끝쪽으로 당겨 지도록 방울의 양쪽에있는 반월판의 표면 장력의 변화를 일으 킵니다.

Whole Blood Spontaneous Capillary Flow

Sketch of the cross section of the device (w=150 µm, h1=300 µm, h2=1200 µm, α=14.5o)

모세관 기반 마이크로 시스템은 추가 작동 메커니즘이 필요하지 않기 때문에 저렴하고 제작하기 쉽습니다. 마이크로펌프나 주사기와 같은 일반적인 마이크로 시스템은 부피가 크고 휴대할 수 없는 흐름 작동을 필요로 합니다.

버팔로 대학의 최근 연구는 모세관 유동 작용을 사용하여 미세 기기에서 액체를 이동시키는 간단한 해결책을 연구했습니다. 이 작업은 FLOW-3D를 사용하여 수정된 V-그루브 채널에서 자발적 모세관 흐름을 시뮬레이션합니다. 좁은 V-그루브 기하학(왼쪽)은 전혈과 같은 높은 점도의 유체도 이 유체를 통해 이동할 수 있기 때문에 좋은 솔루션을 제공합니다. 홈의 끝부분은 자발적인 모세관 흐름을 촉진하고 평행판은 충분한 혈액수송을 보장합니다.

본 연구에서는 FLOW-3D를 사용하여 채널 내 유체 헤드의 유속과 액체 전방의 진행을 추정합니다.

결과는 실험 및 분석(간단한) 결과와 비교됩니다. 아래 그림은 수치, 실험 및 분석 결과의 비교를 보여줍니다. FLOW-3D 결과는 실험 결과와 매우 일치합니다.

FLOW-3D Results

Analysis A: FLOW-3D results in red circles at the mid flow height, experimental results in green dots recorded at the medium fluid height, analytical results in green dashes
Analysis B: FLOW-3D results in red circles at the mid flow height, experimental results in green dots recorded at the medium fluid height, analytical results in green dashes

Animation of the results post-processed in FlowSight.

References

J. Berthiera, K.A. Brakke, E.P. Furlani, I.H. Karampelas, V. Pohera, D. Gosselin, M. Cubizolles, P. Pouteau, Whole blood spontaneous capillary flow in narrow V-groove microchannels, Sensors and Actuators B: Chemical, 2014

Spontaneous capillary flow (자발적인 모세관 유동)

  • 미세 홈은 모세관 효과를 사용하여 유동을 유도할 수 있음
  • 전혈과 같은 고점도 유체도 가능
  • 자발적인 모세관 유동의 시작 조건?
    – sinα=cosθ (여기서, α는 V-홈 채널의 반각이고 θ는 접촉각)
    – For α=14.5도, θ<75.5도
    – 혈액의 경우, θ<75.5도 에서 장치가 작동해야함
  • FLOW-3D의 강력한 표면 장력 모델을 사용하여 모세관 효과를 캡처함
  • 수치적 예측과 실험간의 탁월한 일치

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 Technology, 2017, 172, 16–31.

[2] Gómez-Pastora et al., Journal of Physical Chemistry C, 2017, 121, 7466−7477.