Ein miniaturisierter 3D-gedruckter Druckregler (µPR) für mikrofluidische Zellkulturanwendungen

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 10769 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Gut definierte Flüssigkeitsströme sind das Markenzeichen mikrofluidischer Kultursysteme und ermöglichen eine präzise Kontrolle biophysikalischer und biochemischer Signale auf zellulärer Ebene. Mikrofluidische Flusskontrolle wird im Allgemeinen durch verdrängungsbasierte (z. B. Spritzen- oder Peristaltikpumpen) oder druckgesteuerte Techniken erreicht, die zahlreiche Perfusionsoptionen bieten, einschließlich konstanter, rampenförmiger und gepulster Flüsse. Allerdings kann es schwierig sein, diese großformatigen Geräte und die zugehörigen Peripheriegeräte in Inkubatoren oder andere beengte Umgebungen zu integrieren. Darüber hinaus werden mikrofluidische Kulturstudien hauptsächlich unter konstanten Perfusionsbedingungen durchgeführt und komplexere Strömungsmöglichkeiten bleiben oft ungenutzt. Daher besteht Bedarf an einer vereinfachten Flusskontrollplattform, die Standardperfusionsfunktionen bietet und leicht in Inkubationsumgebungen integriert werden kann. Zu diesem Zweck stellen wir einen abstimmbaren, 3D-gedruckten Mikrodruckregler (µPR) vor und zeigen, dass er in Kombination mit einer batteriebetriebenen Miniaturluftpumpe zur Unterstützung mikrofluidischer Anwendungen robuste Durchflusskontrollfunktionen bieten kann. Wir beschreiben detailliert das Design und die Herstellung des µPR und: (i) demonstrieren einen einstellbaren Ausgangsdruckbereich, der für mikrofluidische Anwendungen relevant ist (1–10 kPa), (ii) heben dynamische Steuerungsmöglichkeiten in einem mikrofluidischen Netzwerk hervor, (iii) und halten die menschliche Nabelschnur aufrecht Venenendothelzellen (HUVECs) in einem Kulturgerät mit mehreren Kompartimenten unter kontinuierlichen Perfusionsbedingungen. Wir gehen davon aus, dass unser 3D-gedruckter Herstellungsansatz und unsere Open-Access-Designs maßgeschneiderte µPRs ermöglichen werden, die ein breites Spektrum mikrofluidischer Anwendungen unterstützen können.

Mikrofluidische Ansätze nutzen die präzise Manipulation von Flüssigkeiten, um einzigartige experimentelle Möglichkeiten in biologischen Anwendungen einzuführen1,2,3, einschließlich der definierten biophysikalischen Stimulation kultivierter Zellen4,5,6,7,8, des kontrollierten Zuflusses chemischer Verbindungen9,10,11 und die Einführung sekundärer Zellpopulationen in die Kulturumgebung12,13. In diesen Systemen wird die Steuerung des Flüssigkeitsflusses typischerweise durch verdrängungsbasierte oder pneumatische Pumpsysteme erreicht14,15,16. Beispielsweise nutzen Spritzenpumpen die Drehbewegung mechanischer Schrauben, um Flüssigkeit aus einem Spritzenzylinder mit einer kontrollierten Durchflussrate (Q) abzugeben, während peristaltische Pumpen einen Nockenmechanismus verwenden, um Flüssigkeiten durch nachgiebige Schläuche zu drücken oder zu ziehen und so Q17 direkt zu steuern. Obwohl Spritzen- und Peristaltikpumpen aufgrund ihrer robusten Flusskontrollfunktionen und Kompatibilität mit standardisierten Komponenten (z. B. Spritzen, Anschlüssen und Schläuchen) häufig verwendet werden, kann es schwierig sein, sie in beengte Umgebungen zu integrieren18. Darüber hinaus können die mechanischen Schwingungen des Schrauben- oder Nockenmechanismus zu unerwünschten Flusspulsationen führen, die zu Zellschäden führen19,20,21,22.

Im Gegensatz dazu erzeugen pneumatische Pumpsysteme einen definierten Druckabfall (ΔP) über mikrofluidische Netzwerke, um Q zu steuern. Für diese druckgetriebenen Flüsse wird Q durch die Hagen-Poiseuille-Gleichung definiert, Q = ΔPR−1, die man sich vorstellen kann als die hydraulische Analogie zum Ohmschen Gesetz, wobei R der durch die Geometrie des Netzwerks und die Flüssigkeitsviskosität definierte Flüssigkeitswiderstand ist23. Aufgrund der intrinsischen Dämpfung pneumatischer Systeme sind diese Ansätze im Vergleich zu verdrängungsbasierten Methoden weniger anfällig für Strömungspulsationen18. Aufgrund möglicher Änderungen des Fluidwiderstands und der damit einhergehenden Gegendruckeffekte erfordern pneumatische Ansätze jedoch häufig komplexe Peripheriegeräte, wie z. B. eine spezielle Hochdruckluftquelle (z. B. Laborluft), einen Druckregler mit geschlossenem Regelkreis und Gegendruckregler und Inline-Druck-/Durchflusssensoren zur Aufrechterhaltung einer gewünschten Durchflussrate24,25,26. Folglich kann es auch schwierig sein, pneumatische Methoden in beengte Zellkulturumgebungen zu integrieren27.

Sowohl Verdrängungs- als auch Pneumatiktechniken bieten hervorragende Möglichkeiten zur Flusssteuerung und können so programmiert werden, dass sie Flussprofile dynamisch anpassen, einschließlich rampenförmiger, periodischer, gepulster oder sogar umgekehrter Flüsse. Diese erweiterten Funktionen werden jedoch in Standard-Mikrofluidikanwendungen, bei denen eine konstante Flussrate verwendet wird, um kultivierte Zellen zu perfundieren oder durch Scherung zu stimulieren, häufig nicht genutzt28,29. Die experimentelle Beliebtheit einer konstanten, kontrollierten Perfusionsrate ermöglicht es uns, einer einfachen und tragbaren Pumplösung Vorrang vor einer Lösung mit erweiterten Durchflussfunktionen und komplexer Instrumentierung zu geben. Auch alternative Ansätze zur Vereinfachung des Pumpvorgangs wurden umfassend untersucht. Beispielsweise wurde eine handelsübliche nachfüllbare iPrecio-Infusionspumpe mit Handballenauflage verwendet, um die Zellen in Kultur zu halten30. Allerdings war die Pumpe teuer, musste nur einmal verwendet werden und konnte nicht individuell angepasst werden. Alternativ sind passive Pumpen, einschließlich hydrostatischer und auf Oberflächenspannung basierender Methoden, kostengünstig und einfach anzuwenden, weisen jedoch keine Langzeitstabilität auf, sodass sie für mikrofluidische Kultivierungsanwendungen (> 24 Stunden) ungeeignet sind31,32,33. Ansätze mikroelektromechanischer Systeme (MEMS) wurden auch zur Herstellung mikrogefertigter Pumpen verwendet34,35. Obwohl diese Mikropumpen die für Lab-on-Chip-Anwendungen erforderliche langfristige Kontrolle bieten können, kann die Komplexität der Herstellungsverfahren eine individuelle Anpassung und Implementierung unpraktisch machen.

Der 3D-Druck, eine aufstrebende additive Fertigungstechnologie, wurde als Herstellungsmethode für hochgradig kundenspezifische mikrofluidische Durchflusskontrollgeräte übernommen, da er schnelle Prototypen ermöglicht, im Vergleich zum mehrachsigen CNC-Fräsen niedrige Zugangskosten aufweist und im Vergleich zum Spritzguss niedrige Werkzeugkosten aufweist36,37 ,38,39. Der 3D-Druck vereinfacht Herstellungsprozesse für schwer herzustellende Merkmale (z. B. Hinterschnitte, freistehende Merkmale und Hohlräume mit hohem Seitenverhältnis) mithilfe herkömmlicher Bearbeitungstechnologien oder MEMS-Prozesse. Forscher haben erfolgreich 3D-gedruckte Komponenten für Gegendruckregler40, Mikroventile im Quake-Stil41 und pneumatische Strömungsantriebsgeräte26,42,43,44 hergestellt.

Um dem Bedarf an einer einfachen, aber funktionalen Pumpplattform gerecht zu werden, stellen wir eine pneumatische Pumpplattform vor, die einen 3D-gedruckten Mikrodruckregler (µPR) verwendet, um einen einstellbaren ∆P bereitzustellen und die Durchflussrate in einem mikrofluidischen Kanalnetzwerk zu steuern. Unser µPR nutzt einen Kraftausgleichsmechanismus, um den von einer batteriebetriebenen Luftpumpe gelieferten Druck auf einen kontrollierbaren Druckbereich zu reduzieren, der für mikrofluidische Anwendungen relevant ist. In dieser Arbeit beschreiben wir detailliert das Design und die Herstellung des µPR, legen dynamische Druckkontroll- und Stabilitätseigenschaften fest und demonstrieren eine erfolgreiche Kultur innerhalb eines membranbasierten, kompartimentierten mikrofluidischen Barrieremodells45,46. Da 3D-Drucker in Forschungslabors und Community-Makerspaces47,48 allgemein zugänglich geworden sind, gehen wir davon aus, dass unser 3D-gedruckter µPR – mit Open-Access-Designs – in jedem Labor hergestellt und zusammengebaut und auf anwendungsspezifische Strömungsanforderungen zugeschnitten werden kann.

Die Strukturkomponenten des µPR, einschließlich der Einlass- (Hochdruck) und Auslasskammern (Niederdruck) sowie der Druckkontrollkomponente, wurden mit dem Stereolithographiedrucker Formlabs Form 2 (Formlabs Inc., Somerville, MA, USA) in 3D gedruckt. . Dental SG-Harz (Formlabs Inc., Somerville, MA, USA) wurde aufgrund seiner gasundurchlässigen Eigenschaften und seiner Biokompatibilität der Klasse I (EN-ISO 10993-1:2009/AC:2010) als Baumaterial ausgewählt. Die 3D-gedruckten Teile wurden von der Druckplattform entfernt, in 99 %igem Isopropylalkohol gespült, unter Druckluft getrocknet und 45 Minuten lang bei 45 °C UV-gehärtet (FormCure, Formlabs Inc., Somerville, MA, USA). mit den Empfehlungen des Herstellers.

Ein O-Ring aus Viton-Fluorelastomer (Shore 60A) der Größe 001 (McMaster Carr, Elmhurst, IL, USA) wurde über der Pleuelstange neben dem Tellerventil der Hochdruckeinlasskammer angebracht, wie in Abb. 1a(i) dargestellt. . Anschließend wurde ein O-Ring aus Naturkautschuk (Shore 70A) mit 8 mm Innendurchmesser und 10 mm Außendurchmesser (McMaster Carr, Elmhurst, IL, USA) in die äußere Nut der Einlasskammer gelegt. Die in Abb. 1a(ii) dargestellte Niederdruck-Auslasskammer wurde über der Einlasskammer platziert, wobei sich die Pleuelstange durch den Hohlraum erstreckte, um den Luftdurchgang durch die Kammer zu bilden. Als nächstes wurde ein 100 µm dickes Kapton (Gizmo Dorks LLC, Temple City, CA, USA) als Druckmessmembran in Kontakt mit der Pleuelstange auf die Auslasskammer gelegt. Wie in Abb. 1a(iii) gezeigt, wurde ein O-Ring oben auf der Membran angebracht, um die Abdichtung der Oberseite der Auslasskammer zu unterstützen. Anschließend wurde die Druckregelkomponente mit eingebauten Auslegerfedern auf die Membran gestapelt. Diese Ausleger waren 0,5 mm breit, 0,5 mm dick und 5 mm lang. Eine M2-Mutter (McMaster Carr, Elmhurst, IL, USA) wurde mit Epoxidkleber (ClearWeld™ Professional, JB Weld Company, Sulphur Springs, Texas, USA) auf die Auslegerfedern geklebt (Abb. 1a(iv)). Wie in Abb. 1(v) gezeigt, wurde eine M2-Schraube in die Mutter eingeschraubt. Um den Bedienknopf zu erstellen, wurde dem Sechskantkopf ein 3D-gedruckter Zeiger hinzugefügt. Ein lasergeschnittenes Acrylrad mit 24 Positionen wurde mit druckempfindlichem Klebstoff (PSA, 3M 468MP Adhesive Transfer Tape, 3M Company, Maplewood, MN, USA) an der Druckkontrollkomponente befestigt. Das Zifferblatt lieferte Angaben für die Drehpositionen in 15˚-Schritten. Schließlich wurden 3D-gedruckte Klammern verwendet, um die äußeren O-Ringe zwischen den Strukturkomponenten zusammenzudrücken und die Montage abzuschließen, wie in Abb. 1a(vi) dargestellt. Das zusammengebaute Gerät hat einen Durchmesser von 12 mm und eine Höhe von 20 mm. Abbildung 1b zeigt ein Bild des zusammengebauten Geräts neben einer US-Cent-Münze als Maßstab. Sehen Sie sich das Zusatzvideo S1 an, das den Montageprozess zeigt.

(a) Schematische Ansicht des 3D-gedruckten µPR- und Herstellungsworkflows. (i) Die Hochdruck-Lufteinlasskammer umfasst ein Tellerventil, einen dichtenden O-Ring (weiß) und eine Verbindungsstange. (ii) Die Niederdruck-Luftkammer wird oben auf der Einlasskammer platziert. (iii) Eine Kapton-Membran (gelb) und ein O-Ring (schwarz) werden oben auf der Auslasskammer platziert. (iv) Die Druckkontrollkomponente, bestehend aus drei eingebauten Auslegern und einer Gewindemutter, wird oben auf dem O-Ring positioniert. (v) Eine M2-Schraube mit einem 3D-gedruckten Positionsanzeigezeiger wird in die Mutter eingeschraubt. (vi) Das Gerät wird dann mit zwei 3D-gedruckten Kompressionsklemmen versiegelt, um eine luftdichte Montage (Φ12 mm × 20 mm) zu erreichen, und ein lasergeschnittenes Positionsrad wird hinzugefügt. (b) Bild des zusammengebauten 3D-gedruckten µPR neben einer US-Cent-Münze als Maßstab.

(Poly)Dimethylsiloxan-Mikrokanäle (PDMS, Sylgard 184, Dow Inc., Midland, MI, USA) wurden unter Verwendung standardmäßiger Soft-Lithographie-Techniken hergestellt49,50. SU-8 2100 (Kayaku Advanced Materials, Westborough, MA, USA) wurde durch Schleuderbeschichtung auf einen 4-Zoll-Siliziumwafer aufgetragen, weich gebacken und durch eine Transparenzmaske UV-Licht ausgesetzt (CAD/Arts Services Inc., Bandon, OR, USA), um Kanalmerkmale zu definieren, und bei 95 °C nachgebacken. Anschließend wurde der Fotolack entwickelt (Kayaku Advanced Materials, Westborough, MA, USA). Ein rechteckiger PMMA-Rahmen mit offenen Bereichen mit einer Länge von 75 mm und einer Breite von 25 mm wurde mit PSA auf dem Wafer befestigt, um einen Formhohlraum mit einer definierten Höhe zu erzeugen. Nach der Befestigung des PMMA-Rahmens wurde die Form mit entgastem PDMS-Präpolymer (Massenverhältnis Basis zu Katalysator 10:1) gefüllt und auf einer Heizplatte 1 Stunde lang bei 80 °C ausgehärtet. Der PDMS-Block wurde dann aus der Form entfernt und die Zugangsöffnungen wurden mit einer 1-mm-Biopsiestanze (World Precision Instruments, Sarasota, FL, USA) gestanzt.

Eine 3D-Simulation wurde mit dem Modul Laminar Flow Physics (stationär) in COMSOL Multiphysics durchgeführt. Die Mikrokanalgeometrie (20 µm Höhe, 100 µm Breite und 32 cm Länge) wurde mit dem Materialsatz Wasser angewendet. Wir haben dem Einlass der Mikrokanalgeometrie Drücke (P = 1–10 kPa) zugewiesen, während der Auslassdruck als atmosphärischer Druck (P = 0) mit unterdrücktem Rückfluss definiert wurde. Den anderen Blockseiten wurden rutschfeste Randbedingungen zugewiesen.

Der allgemeine Versuchsaufbau bestand aus einem µPR- und einem PDMS-Mikrofluidik-Strömungswiderstand (20 µm Höhe, 100 µm Breite und 32 cm Länge). Wir haben den µPR mit einer Miniatur-Gleichstromluftpumpe SX-2 (Binaca Pumps, Temecula, CA, USA) mit 3 V und 0,09 A mit Druck versorgt. Der Auslass des µPR war mit einem Dreiwegeanschluss verbunden, wobei ein Ende den Einlass des PDMS-Mikrofluidikkanals speiste und das andere Ende mit einem Honeywell-Drucksensor (TBPDANS005PGUCV, Honeywell International Inc., Charlotte, NC, USA) verbunden war. Zur Verbindung dieser Komponenten wurde ein Silikonschlauch (2 mm Innendurchmesser, 5 cm Länge) verwendet. Der PDMS-Mikrokanal wurde mit einer Lösung aus blauem Farbstoff (McCormick Inc., Baltimore, MD, USA) in entionisiertem Wasser grundiert, um den Kontrast zu verbessern.

Der oben genannte Versuchsaufbau ermöglichte die Charakterisierung von Pout basierend auf der Winkelposition des Bedienknopfs. Der Steuerknopf wurde in 15-Grad-Schritten gedreht (angezeigt durch das Acrylrad), während der Schmollmund überwacht wurde. Anschließend ließ man den Schmollmund nach dem Drehen des Knopfes 5 Minuten lang in jeder Position stabilisieren. Ein vollständiger Zyklus des Kalibrierungsprozesses umfasste Drehungen im Uhrzeigersinn (Pout stieg von 1 auf 10 kPa) und Drehungen gegen den Uhrzeigersinn (Pout verringerte sich von 10 auf 1 kPa). 15 vollständige Zyklen wurden verwendet, um die Ausgangsdruckwerte im Vergleich zur Knopfposition zu kalibrieren. Um die Stabilität der regulierten Drücke zu quantifizieren, wurden über einen Zeitraum von 1000 Minuten Daten für drei festgelegte Drücke (Pout = 1, 5 und 10 kPa) gesammelt, die die niedrigen, mittleren und hohen Einstellpunkte des Bereichs abdecken. Es ist wichtig zu beachten, dass wir nach dem Druckregler einen großen Fluidwiderstand (20 µm × 100 µm × 32 cm) verwenden, um die Notwendigkeit einer Neukalibrierung für verschiedene Versuchsaufbauten zu vermeiden. Der Fluidwiderstand bot einen viel größeren Widerstand als die anderen nachgeschalteten Elemente und ermöglichte uns daher, die Durchflusssensoren nach dem ersten Kalibrierungsschritt zu entfernen, ohne dass eine Neukalibrierung erforderlich war. Dieser Ansatz entspricht der Verwendung einer hohen Eingangsimpedanz, um den Spannungsabfall in einem elektrischen System aufrechtzuerhalten.

Der detaillierte Entwurf und die Herstellung der Barriereplattform wurden in unserer vorherigen Arbeit45,46 beschrieben. Kurz gesagt bestand die Zellkulturplattform aus den oberen und unteren Mikrokanälen, die durch eine ultradünne Nanomembran (SiMPore Inc., Rochester, NY, USA) getrennt waren. Die Nanomembran hat eine Dicke von 100 nm und eine Porengröße von 60 nm. Das Gerät verfügt über ein offenes Kernmodul namens m-µSiM, das in ein Fluidgerät umkonfiguriert werden kann, indem ein Durchflussmodul in das Well eingebaut und mithilfe von zwei Gehäusen mit eingebetteten Magneten magnetisch abgedichtet wird. Das Strömungsmodul wurde unter Verwendung einer standardmäßigen Soft-Lithographie-Methode hergestellt und die Gehäuse wurden unter Verwendung eines Laserschneiders (H-Serie 20 × 12, Full Spectrum, CA, USA) hergestellt. Die Abmessungen des oberen Kanals waren h = 200 µm, w = 1,5 mm und l = 5 mm und die des unteren Kanals waren h = 150 µm, w = 2–6 mm und l = 15 mm. Der Fluss aus dem Medienreservoir wurde über Schläuche und 21-Gauge-21-NT-Dosierspitzen (Jensen Global, USA) mit dem Einlass des oberen Kanals verbunden.

Vor der Verwendung wurde der Strömungskreislauf durch Einwirkung von UV-Licht46 sterilisiert. Da die Luftpumpe in einer inkubierten und sterilen Umgebung verwendet wurde, war eine weitere Filterung der Ausgangsluft nicht erforderlich. Vor der Zellaussaat wurde die Nanomembran eine Stunde lang bei Raumtemperatur mit 5 µg cm-2 Fibronektin (Corning Inc., Corning, NY, USA) beschichtet und dann mit frischem Zellmedium gespült. Endothelzellen der menschlichen Nabelschnurvene (HUVECs) (Thermo Fisher Scientific, Waltham, MA, USA) wurden in EBM-2-Basalmedium (Lonza Bioscience, Walkersville, MD, USA) kultiviert, ergänzt mit EGM-2 Endothelial Cell Growth Medium-2 BulletKit ( Lonza Bioscience, Walkersville, MD, USA) und in einer Gewebekulturflasche aufbewahrt. Vor der Verwendung wurden die Zellen 3 Minuten lang mit TrypLE (Thermo Fisher Scientific, USA) dissoziiert und 5 Minuten lang bei 150 G zentrifugiert. Nach der Resuspension wurden die Zellen durch den oberen Mikrokanal auf die Membranoberfläche ausgesät und 1 Stunde lang inkubiert, um die Zellanhaftung zu fördern.

Der µPR wurde auf einen Ausgangsdruck von 8 kPa (∆P = 8 kPa) eingestellt, was einer Medienflussrate von 1 µL min−1 (Scherspannung von 0,02 dyn cm−2 bei Zellmonoschicht) im oberen Kanal entsprach 24 Std. LIVE/DEAD-Färbung (Thermo Fisher Scientific, Waltham, MA, USA) wurde verwendet, um die Lebensfähigkeit der Zellen basierend auf dem Protokoll des Anbieters zu beurteilen. Markierte Zellen wurden unter Verwendung eines Olympus IX-81-Fluoreszenzmikroskops mit CellSens-Software (Olympus, Tokio, Japan) mit konstanten Bildaufnahmeeinstellungen in allen Versuchssätzen abgebildet.

Ein Y-förmiger PDMS-Mikrokanal, bestehend aus zwei 1 cm langen Einlasskanälen und einem 1 cm langen Auslasskanal, wurde mit zwei µPRs (P1 und P2) und zwei batteriebetriebenen Mikropumpen verbunden. Jeder µPR war mit einem Drucksensor verbunden, um den Druck zu messen. P1 wurde bei 1,0 kPa gehalten, während P2 variiert wurde. Wir ließen für jede P2-Stufe 30 Sekunden Zeit, um eine Abfolge von Drücken bereitzustellen: 1,0 kPa, 1,3 kPa, 1,0 kPa, 1,5 kPa, 1,0 kPa, 1,8 kPa und 1,0 kPa, insgesamt 3 Minuten und 30 Sekunden. Die Flüssigkeit-Flüssigkeit-Grenzfläche zwischen farbigen Strömen wurde mit einem SMZ-168-Stereomikroskop und seiner Kamera (Motic Co., Ltd., Xiamen, China) aufgezeichnet. Die Daten werden als Mittelwert ± Standardabweichung angegeben.

Druckregler werden üblicherweise in pneumatischen Kreisläufen eingesetzt, um Hochdruckluft auf einen niedrigeren, steuerbaren Drucksollwert für nachgeschaltete Anwendungen zu reduzieren. Wie die meisten manuellen Druckregler verwendet unser 3D-gedruckter µPR einen Kraftausgleichsmechanismus und ist darauf ausgelegt, einen benutzerdefinierten Sollwert aufrechtzuerhalten, der für Standard-Mikrofluidsysteme geeignet ist (~ 1–10 kPa). Wie in Abb. 2 dargestellt, besteht der µPR aus einer Hochdruck-Luftkammer, einer Niederdruck-Luftkammer und einer Druckkontrollkomponente. Die Hochdruckluftkammer umfasst die schließenden (unteren) Auslegerfedern, das Tellerventil und die Pleuelstange. Diese Kammer wird von einer Miniatur-Luftpumpe mit konstantem Druck versorgt. Die Niederdruckkammer mit der Druckmessmembran gibt den regulierten Ausgangsdruck aus. Die Druckkontrollkomponente besteht aus 3D-gedruckten oberen Auslegerfedern und dem Kontrollknopf (einer Schraube und einer Paarungsmutter), der zur Steuerung des Ausgangsdrucks wie unten beschrieben verwendet wird. Der Betrieb von µPR kann in vier Phasen beschrieben werden, wie in Abb. 3 dargestellt.

Querschnittsschema der wesentlichen Komponenten im 3D-gedruckten µPR. Die Hochdruckkammer (rot) wird von einer externen Quelle konstant mit Hochdruckluft versorgt. Die Niederdruckkammer (blau) gibt Luft mit einem konstanten Niederdruckwert ab. Der Ausgangsdruck wird durch Einstellen der Druckregelkomponente gesteuert, die aus Auslegerfedern und einem Steuerknopf besteht.

Darstellung der vier Phasen des Druckregulierungsprozesses. Während Phase 1 ist der Luftdurchgang vollständig geschlossen, während wir Luft aus einer Quelle mit konstantem Hochdruck zuführen. In Phase 2 dreht der Benutzer den Steuerknopf, um die oberen Ausleger zu verschieben. Wenn die Rückstellkraft (FT) des oberen Auslegers zunimmt, bleibt der Luftdurchgang zwischen den Kammern geschlossen. Wenn in Phase 3 FT einen Schwellenwert überschreitet, öffnet sich der Luftdurchlass. In Phase 4 schließlich erreicht der Druck in der Niederdruck-Luftkammer den gewünschten Wert, der durch die Position des Steuerknopfs eingestellt wird, und der Durchgang wird geschlossen. Sobald der Druck vom Benutzer eingestellt wurde, wechselt das Gerät zwischen Phase 3 und Phase 4, um den gewünschten Ausgangsdruck aufrechtzuerhalten.

Über eine Miniatur-Luftpumpe wird der Hochdruckkammer konstant Hochdruckluft zugeführt. Zu diesem Zeitpunkt sind zwei Schließkräfte vorhanden. Die Einlassdruckkraft (Fin) ist eine nach oben gerichtete Kraft, die durch den auf den Ventilkegel wirkenden Einlassdruck erzeugt wird. Die Federkraft des Schließauslegers (FC) ist eine konstante Aufwärtskraft, die durch die Verschiebung der nicht einstellbaren Auslegerfedern am Boden erzeugt wird und bei der Montage eingestellt wird. Diese nach oben gerichteten Kräfte drücken den Ventilkegel auf den Sitz und schließen den Luftdurchgang zwischen den Kammern. In dieser Phase beträgt die Bolzenlänge unter der Mutter L und die Spitze des Bolzens liegt an der Druckmessmembran an, ohne eine nach unten gerichtete Kraft auszuüben.

Wenn wir den Steuerknopf im Uhrzeigersinn drehen, erhöht sich die Schraubenlänge unter der Mutter auf (L + ΔXT) und die oberen Auslegerfedern werden aus ihrem entspannten Zustand um (ΔXT) nach oben verschoben. Diese Aufwärtsverschiebung der Auslegerfedern erzeugt eine nach unten gerichtete Rückstellkraft (FT = kTΔXT) auf die Sensormembran. Während dieser Phase wird der Luftdurchgang immer noch durch nach oben gerichtete Kräfte (Fin und FC) abgedichtet, da FT < Fin + FC.

Wenn der Steuerknopf weiter gedreht wird, um ΔXT zu erhöhen, überwindet FT die nach oben gerichteten Kräfte (Fin + FC) und die Bolzenspitze verschiebt die Druckmessmembran und die Pleuelstange nach unten. Durch die Bewegung der Pleuelstange wird das Tellerventil geöffnet und der Luftdurchgang geöffnet, wodurch Hochdruckluft in die Niederdruckkammer gelangen kann. Der Druck (Pout) in der Niederdruckkammer übt eine nach oben gerichtete Kraft (Fout) auf die Unterseite der Druckmessmembran (Fläche Ad) aus, Pout = Fout Ad−1.

Pout nimmt zu, bis die Summe von Fout und anderen Aufwärtskräften Fin, FC gleich FT ist, wie in Gleichung gezeigt. (1). Diese nach oben gerichteten Kräfte drücken das Tellerventil in Richtung Sitz und blockieren den Luftstrom zwischen den Kammern (Abb. 3). Dadurch kann Pout eingestellt werden, indem die Federkraft des oberen Auslegers (FT = kT ΔXT) durch Anpassen der Drehposition des Steuerknopfs geändert wird. Da Pout verwendet wird, um ein nachgeschaltetes Flüssigkeitsreservoir oder einen Kanal unter Druck zu setzen, nimmt Pout ab und der µPR tritt wieder in Phase 3 ein, damit Hochdruckluft den Druckverlust ausgleichen kann. Sobald ΔXT mit dem Steuerknopf eingestellt ist, wechselt der µPR zwischen den Phasen 3 und 4, um einen stabilen Sollwert Pout aufrechtzuerhalten.

Hier ist die Federkraft des oberen Auslegers FT = kTΔXT; kT ist die Federkonstante der oberen Auslegerfeder und ΔXT ist der Federweg. Die Ausgangsdruckkraft Fout = PoutAd; Pout ist der Ausgangsdruck und Ad ist die Fläche der Sensormembran. Fin ist die Einlassdruckkraft auf den freiliegenden Bereich des Ventilkegels und FC ist eine konstante Schließkraft der unteren Auslegerfedern.

Gleichung (1) vereinfacht sich, da die Schließfedern in der Hochdruckkammer nicht einstellbar sind und FC daher eine Konstante ist. Fin ist konstant, solange wir der Hochdruckkammer einen konstanten Eingangsdruck zuführen. Da sowohl Fin als auch FC Konstanten sind, können wir Fout (und damit Pout) steuern, indem wir die auf die Membran angewendete FT manipulieren. FT skaliert linear mit der Verschiebung (ΔXT) der oberen Auslegerfedern, daher können wir Pout durch Anpassen der Winkelposition des Steuerknopfs anpassen. Das Zusatzvideo S2 zeigt eine Animation des Druckregulierungsprozesses.

Ein Hauptziel unserer Pumpenplattform ist die Bereitstellung einer einstellbaren Druckregelung bei gleichzeitiger Beibehaltung eines tragbaren Aufbaus. Daher haben wir als externe Hochdruckquelle eine batteriebetriebene Mini-Luftpumpe anstelle einer Druckluftleitung oder eines Druckzylinders gewählt. Da unser µPR von einem konstanten Einlassdruck ausgeht (siehe Gleichung (1)), haben wir zunächst bestätigt, dass der Druck der Miniaturluftpumpe über die Zeit stabil war. Die Pumpe wurde mit 3 V betrieben und hielt über einen Zeitraum von 5 Tagen einen stabilen Druck (41 ± 0,02 kPa) aufrecht. Als nächstes versuchten wir, die Beziehung zwischen der Winkelposition des Bedienknopfs und dem resultierenden Ausgangsdruck zu charakterisieren. Wie in Abb. 4a gezeigt, haben wir den Bedienknopf in Schritten von 15˚ gedreht (entsprechend der Erhöhung oder Verringerung von ΔXT in Abb. 3) und den Ausgangsdruck gemessen. Die Daten zeigten zwei unterschiedliche Steigungen. Im ersten Bereich von der 1. bis zur 9. Position (1,0–2,2 kPa) betrug die Steigung 0,15 kPa pro 15°-Inkrement, während im zweiten Bereich von der 10. bis zur 20. Position (2,6–10 kPa) die Steigung 0,70 kPa pro 15° betrug ° Inkrement. Diese unterschiedlichen Steigungen können eine Folge der Kompressibilität des Dichtungs-O-Rings am Tellerventil sein. Das heißt, der O-Ring kann teilweise in Kontakt mit dem Ventilsitz sein und den Luftstrom zwischen den Kammern begrenzen (Positionen 1 bis 9). Bei zunehmender Drehung (Positionen 10 bis 20) löst sich der O-Ring vollständig vom Ventilsitz und die Luft kann mit weniger Widerstand zwischen den Kammern strömen, wodurch ein steileres Steigungsverhältnis entsteht.

(a) Ausgangsdruck vs. Bedienknopfpositionen (15°-Schritte). Der Druck stieg in Schritten von 0,15 kPa zwischen der 1. und 9. Position (blau) und in Schritten von 0,70 kPa zwischen der 10. und 20. Position (rot). (b) Ausgangsdruckstabilitätstest mit auf 1, 5 und 10 kPa eingestellten Drücken, indem der Steuerknopf entsprechend den kalibrierten Ergebnissen in (a) in die 1., 14. und 20. Position gedreht wird. Der Druck wurde über 5 Tage gemessen, um die Stabilität des vom Gerät geregelten Ausgangsdrucks zu überprüfen. Die drei Auslassdrücke betrugen während des 5-tägigen Stabilitätstests 1,1 ± 0,01 kPa, 5,2 ± 0,11 kPa und 10,2 ± 0,20 kPa.

Um einen kontrollierten Fluss für Kulturanwendungen sicherzustellen, ist es wichtig, einen stabilen Druckabfall (∆P = Pout − Patm) über das Mikrokanalnetzwerk bereitzustellen. Hier hilft der durch µPR regulierte Ausgangsdruck (Pout) bei der Festlegung von \(\Delta P\). Mithilfe der Kalibrierungsdaten aus Abb. 4a haben wir die Stabilität von Pout über 5 Tage bei drei verschiedenen Sollwerten, 1, 5 und 10 kPa, charakterisiert. Wie in Abb. 4b gezeigt, betrugen die Ausgangsdrücke 1,1 ± 0,01 kPa (1,1 % Fehler), 5,2 ± 0,11 kPa (2,2 % Fehler) und 10,2 ± 0,20 kPa (1,9 % Fehler) und demonstrierten die Fähigkeit des µPR, einstellbare und einstellbare Werte bereitzustellen Stabile Drücke über den gesamten Leistungsbereich.

Als nächstes untersuchten wir, wie der µPR verwendet werden könnte, um einen stabilen Druckabfall über einen Mikrofluidikkanal bereitzustellen und für Zellkulturanwendungen praktische Durchflussraten zu erzeugen. Der µPR wurde entwickelt, um niedrige Durchflussraten zu unterstützen, die mit handelsüblichen Druckreglern nur schwer zu erreichen sind (z. B. 10–100 nL min−1). Die Durchflussraten wurden in Abb. 5 für verschiedene Auslassdrücke gemessen, um die Fähigkeit des µPR zur Steuerung des Flüssigkeitsflusses zu quantifizieren. Wir führten Druckabfälle ∆P von 1 bis 8 kPa ein, indem wir µPR verwendeten und Durchflussraten im Bereich von 8,50 bis 98,7 nL min−1 gemessenen. Wir beobachteten eine hervorragende Korrelation (R2 = 0,999) zwischen den COMSOL-Simulationen und experimentellen Durchflussmessungen (∆P von 1 bis 8 kPa). Die Steigung, die die Beziehung beschreibt, beträgt 12 nL min−1 kPa−1.

Der Einschub zeigt den Testaufbau, einschließlich des Druckreglers, der einen ∆P über den Mikrokanal erzeugt. ∆P wird durch den Ausgangsdruck von µPR und den Atmosphärendruck am Ende des Mikrokanals bestimmt. ∆P (1 bis 8 kPa) deckt Durchflussraten von 8,50 bis 98,7 nL min−1 ab, wobei die Beziehung durch die Steigung 12 nL min−1 kPa−1 beschrieben wird. Die gerade Linie ist die simulierte Reaktion der Durchflussraten auf die Auslassdrücke. R2 = 0,999 ist die Korrelation zwischen den experimentellen Daten und den COMSOL-Simulationsergebnissen.

In mikrofluidischen Systemen ist eine Medienperfusion erforderlich, da das Medienvolumen im Mikrolitermaßstab im Kanal durch metabolisch aktive Zellen schnell an Nährstoffen erschöpft ist und wieder aufgefüllt werden muss, um die Lebensfähigkeit der Zellen aufrechtzuerhalten. Um die Kompatibilität unseres µPR zur Steuerung des Flüssigkeitsflusses und zur Zellerhaltung zu demonstrieren, verwendeten wir den µPR, um eine endotheliale Monoschicht in einem Gewebebarrieremodell zu etablieren, das wir zuvor entwickelt hatten46. Wie in Abb. 6a dargestellt, besteht die Kulturplattform aus zwei Mikrokanälen, die durch eine Nanomembran getrennt sind. Der untere Kanal wurde mit Zellmedium gefüllt, während der obere Kanal mit vom µPR gesteuerten Flüssen versorgt wurde. Der µPR induzierte einen stabilen Druckabfall von 8 kPa über den oberen Kulturmikrokanal, was zu einer konstanten Flussrate von 1 µL/min für die Einführung von Zellmedien aus dem Reservoir in den Kulturbereich führte.

(a) Schematische Darstellung der Zellkulturplattform. Eine Mini-Luftpumpe versorgt µPR mit Hochdruckluft, die einen stabilen Druckabfall (ΔP) über den oberen Mikrokanal der Plattform erzeugt. Dadurch fließt Zellmedium vom Reservoir in den Mikrokanal. Die Plattform besteht aus zwei Mikrokanälen, die durch eine ultradünne Nanomembran getrennt sind. Aufgrund des reversiblen magnetischen Verriegelungsmechanismus können Komponenten der Plattform nach dem Experiment demontiert werden. Wir stellen den Ausgang des µPR auf 8 kPa ein, um den Kulturmedienfluss anzutreiben (Q = 1 µL min−1). (b) Querschnittsansicht der Endothelmonoschicht und Vergleich kultivierter Zellen in (i) dynamischer Kultur (mit Fluss) und (ii) statischer Kultur (kein Fluss). Die Zellen wurden mit LIVE/DEAD-Färbung gefärbt und Fluoreszenzbilder in Grün (lebensfähige Zellen) und Rot (tote Zellen) aufgenommen. Dies zeigt, dass der µPR einen kontinuierlichen Fluss vorantreiben kann, der für eine langfristige Zellkultur und die Bildung einer konfluenten Zellmonoschicht unerlässlich ist. Maßstabsbalken = 100 µm.

Wie erwartet blieben die im Gerät kultivierten Zellen mit durch µPR gesteuertem Medienfluss am Leben und bildeten nach 24 Stunden eine konfluente Monoschicht, während die Mehrheit der Zellen in der statischen Kontrolle aufgrund mangelnder Zellmedienversorgung abstarb (Abb. 6b). Die Lebend/Tot-Färbung zeigte eine Überlebensrate von 98 % im mit µPR versorgten Gerät, während die statische Kontrolle (kein Medienfluss) eine Überlebensrate von 38 % aufwies. Diese Ergebnisse bestätigten die Fähigkeit des µPR, stabile Flussraten zu liefern und eine langfristige Zellkultur in mikrofluidischen Geräten aufrechtzuerhalten.

Da der Ausgangsdruck anhand der kalibrierten Position des Steuerknopfs leicht geändert werden kann, demonstrieren wir die Reaktionsfähigkeit von µPR auf Druckumschaltungen in Echtzeit. Wie in Abb. 7 dargestellt, zeigen wir dynamische Drucksprünge, die sich über den gesamten Druckbereich erstreckten: (a) 1 kPa–5 kPa–1 kPa, (b) 5 kPa–10 kPa–5 kPa und (c) 1 kPa–10 kPa–1 kPa. In diesem Experiment haben wir erneut die in Abb. 4a dargestellten Kalibrierungsergebnisse für die Sollwerte der Steuerknopfpositionen für die in diesem Experiment verwendeten Drücke verwendet. Abbildung 7 zeigt, dass unser µPR selbst bei den größten dynamischen Druckmustern im Experiment innerhalb von einer Minute hoch- und runterfahren konnte, um die gewünschten Sollwerte zu erreichen.

Dynamische Reaktionen von Druckmustern, einschließlich (a) 1 bis 5 bis 1 kPa, (b) 5 bis 10 bis 5 kPa und (c) 1 bis 10 bis 1 kPa, werden durch Drehen des Steuerknopfs mit den Kalibrierungsdaten in Abb. erreicht. 4a. Jedes Muster umfasst drei Stufen mit jeweils 200 Sekunden Dauer unter Echtzeitbeobachtung der dynamischen Druckreaktion.

Um die Integration mehrerer µPRs in einem einzigen System hervorzuheben, haben wir zwei µPRs verwendet, um die Durchflussraten von zwei Flüssigkeiten innerhalb eines Y-förmigen Mikrofluidikkanals separat zu steuern und die dynamische Gleichgewichtsposition der laminaren Strömungsschnittstelle mit zwei Strömen zu visualisieren, während wir einen µPR angepasst haben auf einen neuen Sollwert. Wir haben dem oberen Einlassanschluss des Y-Kanals rot gefärbtes entionisiertes Wasser zugeführt, wobei der Druck auf 1,0 kPa µPR, P1 eingestellt war. Blau gefärbtes entionisiertes Wasser wurde in die untere Einlassöffnung eingespeist, wobei der Druck durch einen zweiten µPR, P2, reguliert wurde; Diese Druckwerte wurden während des Experiments von einem Bereich von 1,0 kPa auf 1,8 kPa geändert.

Wie erwartet befand sich bei P1 = P2 die Flüssigkeit-Flüssigkeit-Grenzfläche zwischen den roten und blauen Strömen an der Mittellinie des Kanals (weiße gestrichelte Linie), was die Fähigkeit bestätigt, mit mehreren µPRs stabile Flussraten zu liefern. Als wir P2 durch Drehen des Steuerknopfs von 1,0 auf 1,8 kPa änderten, erhöhte sich die Durchflussrate im unteren Kanal und die Schnittstelle wurde nach oben verschoben (siehe Abb. 8 und Zusatzvideo S3, gezeigt mit 8-facher Geschwindigkeit). Wir haben für jeden neuen P2-Sollwert eine Beobachtungszeit von 30 Sekunden mit der folgenden Druckfolge vorgesehen: 1,0 kPa, 1,3 kPa, 1,0 kPa, 1,5 kPa, 1,0 kPa, 1,8 kPa und 1,0 kPa, also insgesamt 3 Min. und 30 Sek. Die Flüssigkeit-Flüssigkeit-Grenzfläche verschob sich als Reaktion auf die P2-Druckanpassung, stellte sich schnell auf die neue Position ein und behielt während jeder der 30-sekündigen Drucküberwachungsperioden ihre Stabilität bei. Die dynamische Reaktion der µPR-Flussanpassung zeigte eine Druckanpassung in Echtzeit und stabile dynamische Gleichgewichtspositionen. Wir haben die Drucksteuerungsfähigkeiten des Systems und die Möglichkeiten des Strömungsprofils für erweiterte Echtzeitfunktionen hervorgehoben, die Drucksteuerungen erfordern.

Echtzeitbeobachtung einer kolaminaren Flüssigkeitsströmung, die mit zwei µPRs unter Druck gesetzt wird. µPR #1 liefert Druck (P1) an einen Einlassanschluss des Laminarströmungs-Beobachtungskanals, während µPR #2 Druck (P2) an den anderen liefert. P1 wurde auf 1 kPa eingestellt, während P2 mit dem Steuerknopf auf (a) 1,0 kPa, (b) 1,3 kPa, (c) 1,5 kPa und (d) 1,8 kPa eingestellt wurde. Maßstabsbalken = 1 mm.

Das Ziel unserer Plattform besteht darin, eine tragbare, vereinfachte mikrofluidische Flusskontrollmethode bereitzustellen und gleichzeitig stabile Flüsse bereitzustellen, die für Zellkulturanwendungen geeignet sind. Zwar gibt es kommerzielle Lösungen zur pneumatischen Druckregelung, diese Druckregler haben jedoch größere Stellflächen (> 30 mm), einen höheren Ausgangsdruckbereich (~ 35 kPa) bei geringerer Auflösung (> 3,5 kPa). Diese Ansätze können außerdem nicht individuell angepasst werden, sind teuer (> 100 USD für einen mit den oben genannten Funktionen) und erfordern eine spezielle Labor-Druckluftleitung. Diese Techniken sind in Tabelle S2 zusammengefasst. Durch die Einführung des µPR zusammen mit einer Mini-Luftpumpe zur Schaffung einer mikrofluidischen Flusskontrollplattform können wir eine Reihe einstellbarer und stabiler Flussraten in einem tragbaren System liefern. Aufgrund der zunehmenden Verfügbarkeit von Hobby- und kommerziellen 3D-Druckern bietet unsere Plattform ein kostengünstiges Druckkontrollsystem mit einer Reihe von Anpassungsmöglichkeiten. Als Referenz: Die Gesamtkosten für die Mini-Luftpumpe und den µPR-Aufbau, wie in dieser Arbeit gezeigt, betragen weniger als 7 USD, wovon der µPR weniger als 1,20 USD beträgt, wie in der ergänzenden Tabelle S1 gezeigt.

In unserem Design (siehe Abb. 2 und 3) ähnelt der Druckregulierungsmechanismus dem herkömmlicher Druckregler. Durch den Einsatz von 3D-Drucktechniken konnten wir jedoch zwei Sätze Auslegerfedern als Alternative zu großen handelsüblichen Federn integrieren, um den Zusammenbau zu vereinfachen und zur Miniaturisierung des Geräts beizutragen. Durch den Einbau von Auslegerfedern in die Tellerventilkonstruktion haben wir eine nach oben gerichtete Schließkraft (FC) erzeugt, wie in Abb. 3 dargestellt, um ein mögliches Austreten von Hochdruckluft durch den Luftkanal in die Niederdruckkammer zu verhindern. Dieses „normalerweise geschlossene“ Design ermöglicht es Benutzern, den Ausgangsdruck abzuschalten und die Zellkulturfächer zur Inspektion oder Änderung vorübergehend abzutrennen. Da die Regulierung von Pout von den Schließvorgängen des Tellerventils abhängt, haben wir für eine bessere Abdichtung einen gasundurchlässigen Elastomer-O-Ring (Shore 60A) am Tellerventil gewählt. Dies kommt unseren Zielanwendungen entgegen, die häufig mit einem Niederdruck- und Durchflussregime betrieben werden. Um den Bereich von 1–10 kPa anzustreben, haben wir die Schraube der Größe M2 (Steigung 0,4 mm, Durchmesser 2 mm) als Bedienknopf mit 24-Positionen-Einstellrad gewählt. Eine solche Kombination bietet eine ausreichende Druckauflösung (< 1 kPa pro 15°-Drehung) und gleichzeitig eine benutzerfreundliche Steuerung. Durch die Anpassung einiger wichtiger mechanischer Parameter wie kT und Ad können wir verschiedene angestrebte Ausgangsdruckbereiche erreichen. Gleichung (2) zeigt, dass kT durch Ändern der mechanischen Eigenschaften des Auslegers geändert werden kann, indem entweder auf ein anderes Material umgestellt oder die Aushärtungseinstellungen des 3D-Druckers geändert werden. kT kann auch durch die Geometrie der Ausleger verändert werden. Beispielsweise können wir die Druckempfindlichkeit erhöhen, wenn wir kT verringern – was erreicht werden kann, indem wir die Länge der Auslegerfedern erhöhen oder ihre Breite oder Dicke verringern, wie in Gleichung (1) gezeigt. (2).

Dabei ist E der Elastizitätsmodul des 3D-gedruckten Materials und b, h, l die Breite, Dicke bzw. Länge jedes Auslegers.

Obwohl kT empfindlicher auf Änderungen der Dicke (h) des Auslegers reagiert als die Breite (b) (siehe Gleichung (2)), ist die z-Genauigkeit (d. h. Schichtdickensteuerung) des 3D-Druckers häufig geringer als die x-y-Achsen, was zu einer größeren Variabilität in der Dicke führt51. Beispielsweise kann eine Änderung der Dicke der Auslegerfedern um 0,1 mm (von 0,5 auf 0,6 mm) zu einer Erhöhung der Federkonstante um 70 % führen. Wir gehen davon aus, dass der 3D-gedruckte µPR basierend auf den mathematischen Beschreibungen an verschiedene Druckbereiche angepasst werden kann. Beispielsweise kann die Vergrößerung der Fläche der Sensormembran Ad die Auflösung des Ausgangsdruck-Sollwerts verbessern, führt jedoch zu einer größeren Stellfläche des Geräts und einer kleineren Obergrenze (beschränkt durch die maximale Federkraft des Auslegers) des Ausgangsdrucks, da die Ausgangskraft skaliert linear mit der Membranfläche, wird jedoch durch die Federkraft des oberen Auslegers begrenzt.

Wir haben unser Gerät hergestellt, indem wir 3D-gedruckte Komponenten mit einem O-Ring als wichtiger Dichtungskomponente gestapelt haben, um die Kammern mit hohem und niedrigem Luftdruck zu trennen. Multimaterial-3D-Drucker können verwendet werden, um dieses Gerät in einem Herstellungsschritt mit starren und flexiblen Teilen für eine robuste Abdichtung zu drucken. Diese Drucker sind jedoch möglicherweise nicht in allen Labors zugänglich. Bei Einmaterialdruckern könnten Druck-Pause-Druck-Techniken die Platzierung weicher Materialien zum Abdichten während der Herstellung ermöglichen, würden jedoch die Herstellung komplexer und unsicherer machen52. Da 3D-gedruckte Strukturen bei so kleinen Gerätemerkmalen immer noch mit Maßfehlern verbunden sind, muss jedes Gerät kalibriert werden, um die Beziehung zwischen Knopfposition und Ausgangsdruck zu bestimmen, wobei die mathematischen Gleichungen als allgemeine Designrichtlinien dienen. Die Beziehung zwischen den Positionen der Bedienknöpfe und den Auslassdrücken kann nach der Kalibrierung verwendet werden, um den gewünschten Auslassdruck in anderen Anwendungen zu erzeugen. Der µPR kommt nicht mit Flüssigkeit in Kontakt und kann bei Bedarf wiederverwendet werden. Der kompakte und einfache Aufbau der µPR-basierten mikrofluidischen Flusskontrollplattform ermöglicht eine manuelle Steuerung von ΔP basierend auf der Kalibrierung. Da die Durchflusskontrollplattform vom Druckabfall abhängt, um die erforderlichen Durchflussraten zu erreichen, haben wir ein offenes System (Druck am Kanalauslass = Patm) verwendet, um Gegendruckeffekte zu begrenzen. Während des Zellkulturexperiments konnten wir der Kulturplattform eine konstante Medienflussrate zuführen, um im Vergleich zur Situation ohne Fluss eine lebensfähige Umgebung für HUVECs aufrechtzuerhalten. Bei komplizierteren mikrofluidischen Netzwerken oder geschlossenen Systemen können Benutzer Gegendruckregler hinzufügen, um den stromabwärtigen Druckschwellenwert am Ende des mikrofluidischen Netzwerks zu erhöhen und mögliche Rückflüsse zu verhindern. Dies würde jedoch einen höheren Bereich an Antriebsdrücken erfordern, um das zu liefern gleiche Durchflussraten26,53.

Mit der dynamischen Steuerungsfähigkeit, die mit den kolaminaren Strömungen demonstriert wurde, bieten wir mehr Möglichkeiten zur dynamischen Steuerung des Auslassdrucks, um mithilfe unseres µPR (z. B. Scherspannungsanpassung für Zellausrichtungszwecke) unterschiedliche Medienflussraten für Änderungen des Kulturaufbaus einzuführen, ohne die zu ändern Kanalgeometrie. Im Gegensatz zu Spritzenpumpen und handelsüblichen pneumatischen Lösungen ermöglichen die geringe Stellfläche und die minimalen Anforderungen an die Peripheriegeräte des µPR-basierten Systems den einfachen Transport in und aus einem Zellkultur-Inkubator. Obwohl sich diese Arbeit auf die Schaffung einer benutzerfreundlichen, abstimmbaren und einfachen Zellkulturplattform für einzelne konstante Flussraten konzentriert, könnten automatisierte Flusskontrollfunktionen, einschließlich gepulster oder kontrollierter Rampenflüsse, mithilfe eines Schrittmotors und eines Getriebezugs zur Programmierung von Anpassungen eingeführt werden zu den Knopfpositionen.

Zusammenfassend stellen wir einfach herzustellende, kostengünstige, miniaturisierte 3D-gedruckte µPRs vor und heben stabile Druckkontrollfunktionen hervor, die für viele mikrofluidische Anwendungen relevant sind. Wir haben auch gezeigt, dass die µPR- und Pumpplattform verwendet werden kann, um Zellen in einer kompartimentierten, membranbasierten mikrofluidischen Kulturumgebung zu halten. Wir gehen davon aus, dass unsere einfachen Herstellungstechniken und frei zugänglichen Designdateien es anderen Laboren ermöglichen werden, µPRs so anzupassen, dass sie ein breites Spektrum mikrofluidischer Anwendungen unterstützen, bei denen die Integration von Spritzenpumpen oder herkömmlichen pneumatischen Methoden schwierig oder unpraktisch ist.

Alle Daten sind auf begründete Anfrage verfügbar. Die CAD-Designdateien für den Druckregler sind unter https://abhyankarlab.org verfügbar.

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Diese Arbeit wurde teilweise vom National Institute of Health unter den Fördernummern 1R43GM137651 und 1R61HL154249 unterstützt. Die Autoren danken Xian Boles für die Unterstützung bei der Illustration und Nathan Tangeman vom RIT für die Unterstützung bei der Fotografie.

Fakultät für Elektrotechnik, Rochester Institute of Technology, Rochester, NY, 14623, USA

Meng-Chun Hsu und David A. Borrower

Abteilung für Biomedizintechnik, Rochester Institute of Technology, Rochester, NY, 14623, USA

Meng-Chun Hsu, Mehran Mansouri, Nuzhet NN Ahmed, Stephen M. Larson, Indranil M. Joshi, Adeel Ahmed und Vinay V. Abhyankar

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MC.H., DAB und VVA konzipierten die Arbeit, MC.H. entwarf und baute das System, MC.H., MM, AA, NNNA, IMJ und SML führten Experimente durch, MC.H. und MM analysierten die Ergebnisse. MC.H. und VVA hat das Manuskript geschrieben. Alle Autoren haben das Manuskript überprüft.

Korrespondenz mit Vinay V. Abhyankar.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

Springer Nature bleibt neutral hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Hsu, MC., Mansouri, M., Ahamed, NNN et al. Ein miniaturisierter 3D-gedruckter Druckregler (µPR) für mikrofluidische Zellkulturanwendungen. Sci Rep 12, 10769 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-15087-9

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Eingegangen: 15. April 2022

Angenommen: 17. Juni 2022

Veröffentlicht: 24. Juni 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-15087-9

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