DE60216748T2

DE60216748T2 - Flüssigkeitspumpsystem

Info

Publication number: DE60216748T2
Application number: DE60216748T
Authority: DE
Inventors: Igor Shvets; Dmitri Kashanin; Vivienne Gorey WILLIAMS
Original assignee: College of the Holy and Undivided Trinity of Queen Elizabeth near Dublin
Current assignee: College of the Holy and Undivided Trinity of Queen Elizabeth near Dublin
Priority date: 2001-05-09
Filing date: 2002-05-02
Publication date: 2007-10-25
Anticipated expiration: 2022-05-03
Also published as: WO2002090771A3; IE20020339A1; US20020182113A1; US6805841B2; DE60216748D1; WO2002090771A2; EP1386079A2; EP1386079B1; ATE348265T1

Description

Einführung
Die vorliegende Erfindung betrifft Flüssigkeitsströme und speziell Flüssigkeitsströme mit relativ langsamen Geschwindigkeiten innerhalb relativ kleiner Bohrungen wie denen von Mikrokanalstrukturen oder Mikrokapillaren. Die Erfindung betrifft ferner eine Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe für derartige Flüssigkeitsströme und eine Mikrokanalstrukturbaugruppe für mikrofluidische Systeme.
Hintergrund der Erfindung
In jüngerer Zeit werden mikrominiaturisierte fluidische Systeme in der analytischen Chemie, der Arzneimittelentdeckung und Lebenswissenschaften umfassend verwendet. Mikrokanalstrukturen mit einem Querschnitt von 20–100 μm werden in der Chemie zum Erzielen einer schnellen elektrophoretischen Trennung für die Chromatologie verwendet. Diese Strukturen, die oft als bioelektronische Chips oder Bio-Chips bezeichnet werden, könnten ein praktisches Verfahren zum Isolieren, Lysen und Erkennen von Mikroorganismen in komplexen Proben bieten und könnten in der Arzneimittelforschung, in genetischen Tests und in Auftrennungswissenschaften (z.B. Kapillarelektrophorese) zur Anwendung kommen.
Für Chemie und Arzneimittelentdeckung stellen mikrofluidische Reaktoren, Mikrokanalstrukturen und Mikrokomponenten die Möglichkeit dar, die Zeit technologischer Prozesse durch Integrieren mehrerer Einheiten in relativ kleinen Bereichen zu verringern. Dies könnte die Ausführung einer Anzahl von Reaktionen parallel miteinander erleichtern und die Effizienz bei Screening mit hohem Durchsatz und kombinatorischer Analytik erhöhen. Generell liegen Probenvolumen in Mikrokomponenten im Mikroliterbereich, was beträchtliche Einsparungen bezüglich den Reagenzienmengen pro Reaktion ermöglichen kann. Für die erfolgreiche Steuerung von Mikroreaktoren, effiziente Detektion und Trennung von chemischem Probenmaterial ist es unbedingt notwendig, dass für eine Flüssigkeitsförderung mit niedrigen Durchflüssen wie einem oder zwei Picolitern/Sekunde gesorgt wird.
Im Bereich der Lebenswissenschaften könnte die Untersuchung und Manipulation einzelner biologischer Zellen auf mikrofluidischen Strukturen potenziell beträchtliche experimentelle Fortschritte ermöglichen.
Die Manipulation von Zellen wird für die klinische Diagnostik und genetische Messungen wichtig. Das Lysen von Zellen, Wechselwirkungen zwischen Zellen, Wechselwirkung und die Manipulation einzelner Zellen ist jetzt möglich und ist unter Verwendung von Mikrokanalstrukturen effizienter. Es wird erwartet, dass integrierte analytische Systeme genetische Messungen und Arzneimittel-Screening auf der Ebene einzelner Zellen zulassen werden.
In diesen breiten Anwendungsbereichen von Mikrostrukturen spielen Pumpsysteme eine bedeutende Rolle. Das Fördern erforderlicher Lösungen zu den Reaktionsorten, das Mischen verschiedener Flüssigkeiten, das Erzeugen von Konzentrationsgradienten der Reagenzien, das Steuern der Positionen biologischer Proben, ihr Transportieren und Manipulieren sind alles Aufgaben, die ein hochgenaues Pumpsystem erfordern. Trotz einer bedeutenden Anstrengung in der Entwicklung von Pumpsystemen für eine Mikrokanalstruktur bleibt das Problem weiterhin bestehen. Viele konventionell eingesetzten Pumpsysteme werden mit wesentlich größeren Flüssigkeitsvolumen betrieben, weshalb sie keine Pumpgenauigkeit oder in einigen Fällen keine angemessene Fördergeschwindigkeit erbringen können, wenn in den Mikrostrukturen mit einem Mikrokanaldurchmesser von 5 bis 100 μm Strömungen hergestellt werden sollen. Verschiedene Aufbauweisen von Verdrängerpumpen einschließlich Spritzenpumpen, Druckinfusionspumpen und peristaltischen Pumpen werden mit Kapillaren verwendet. Diese werden z.B. in der US-Patentbeschreibung Nr. 4715786 (Wolff et al) beschrieben. Es wurden schon Spritzenpumpen mit Mikrodurchflusskapazitäten zum Erbringen genauer und wiederholbarer volumetrischer Durchflussbereiche in der Größenordnung von 0,1 μl bis 1 ml/min beschrieben, z.B. in US-Patentbeschreibung Nr. 5630706 (Yang) und US-Patentbeschreibung Nr. 5656034 (Kochersperger et al). Eine der Hauptaufgaben dieser Erfindungen war es, impulsfreie Ströme zu fördern, wobei das Problem darin liegt, dass der Druck des Fluids im Inneren der Spritzenpumpe sich während des Hubs der Spritzenpumpe ändert, wobei der Hub gewöhnlich von einem Schrittmotor gesteuert wird. Leider führt ein derartiger Vorgang zu einem großen Druckstoß, der den volumetrischen Durchfluss verändert. Zum Beispiel beschreibt die japanische Patentbeschreibung Nr. 4058074A (Nagataka et al) ein Verfahren zum Verringern von Schwankungen der Strömung in einer Spritzenpumpe, um einen stabileren Durchfluss bereitzustellen, indem die Spritze vertikal gesetzt wird und eine Gasschicht zwischen der vorderen Oberfläche des die Spritzenpumpe bildenden Kolbens und der geförderten Flüssigkeit gebildet wird. Diese Erfindung ist aber auf relativ große Durchflüsse in der Größenordnung von Mikrolitern pro Minute gerichtet und wäre für die Arzneimittelinfusion nützlich, für Mikrokanalstrukturen und dergleichen, bei denen die Durchflüsse, wie bereits erwähnt, beträchtlich geringer wären, wäre sie aber nicht besonders geeignet.
US-Patentbeschreibung Nr. 4137913 (Georgi) beschreibt ein Verfahren zum Regeln des Durchflusses durch Ändern der Hubperioden. US-Patentbeschreibung Nr. 5,242,408 (Jhuboo et al) beschreibt ein Verfahren zum Regeln des Drucks in einer Spritzenpumpe durch Messen der auf den Kolben wirkenden Kraft und Erkennen einer Verstopfung. Leider waren derartige Spritzen- und Verdrängerpumpen bisher in Bezug auf das Fördern von Fluidströmen mit einem Durchfluss in der Größenordnung von Nanolitern pro Minute relativ uneffizient, eben dem Durchfluss, der zum Transportieren von Flüssigkeiten in Mikrokanalstrukturen erforderlich ist. Allgemein besteht die Begrenzung des Durchflusses in der Bewegungsgenauigkeit der verschiedenen mechanischen Teile der Spritzenpumpe, wie dem Schrittmotor, dem Kolben, den Ventilen usw. In der Hochdruckflüssigkeitschromatographie (HPLC) verwendete Spritzenpumpen haben aber schon volumetrische Durchflüsse von nur 0,1 μl/min erzielt. Ein typisches Beispiel hierfür wird in US-Patentbeschreibung Nr. 5630706 (Yang) beschrieben. Für im Handel erhältliche Spritzenpumpen würde die lineare Verdrängung des Kolbens oder Stößels aber mehrere Mikrometer pro Schritt des die Pumpe steuernden Motors betragen. Daher macht die allgemeine Dichtflächenabnutzung es unmöglich, bei kürzeren Verdrängungen Genauigkeit zu erzielen.
Ein weiterer Nachteil der Spritzenpumpe beim Einsatz zum Fördern von Flüssigkeiten in Mikrokanalstrukturen ist der, dass sie für viele Anwendungen der Strukturen keine ausreichend niedrige Pumpgeschwindigkeit liefern kann.
Im typischen Fall fördert eine Spritzenpumpe für einen Schritt des Motors 0,6 μl/min, die dann in eine Mikrokanalstruktur ausgeben werden muss, die möglicherweise einen Querschnittsdurchmesser in der Größenordnung von 40 μm hat, was eine Geschwindigkeit von 1,9 mm/s durch die Mikrokanalstruktur bedeutet, die für die Beobachtung biologischer Proben, die Detektion von Eiweißen, einzelne Zellen und die Schaffung von Reagenzien mit niedrigen Gradienten, die in vielen mikrofluidischen Anwendungen erforderlich sind, zu schnell ist. Man kann tatsächlich leicht verstehen, dass eine optische Beobachtung bei dieser Geschwindigkeit schwierig ist und ferner kein Manipulieren oder Messen von biologischen Proben zulassen würde. Daher waren Verdrängerpumpen und insbesondere Spritzenpumpen, obwohl sie aufgrund ihrer Einfachheit sehr attraktiv sind, für diese Anwendungen bisher noch nicht von Nutzen.
Durch Analysieren der Literatur vom Stand der Technik kann man zu dem Schluss kommen, dass Gas-/Luftblasen allgemein als nachteilig für die Pumpenleistung gelten. Da sie verdichtbar sind, wird die Genauigkeit der Volumenausgabe durch die Anwesenheit derartiger Blasen beeinträchtigt. Deshalb wird gewöhnlich sorgfältig darauf geachtet, dass die Bildung von Blasen im System vermieden wird.
Für derartige Pumpvorgänge wurden elektrokinetische Pumpen vorgeschlagen. Auf elektroosmotischen Phänomenen basierende Pumpen werden in der US-Patentbeschreibung Nr. 3923426 (Theeuwes et al) und der US-Patentbeschreibung Nr. 5779868 (Wallace Parce et al) beschrieben. Wenn ein Puffer in eine Kapillare gegeben wird, erwirbt die Innenfläche der Kapillare eine Ladung. Dies beruht auf der Ionisierung der Wand oder der Adsorption von Ionen aus dem Puffer. Im Fall von Silikatglas werden die Oberflächen-Silanolgruppen (Si-OH) zu Silanolat-Gruppen (Si-O^–) ionisiert. Diese negativ geladenen Gruppen ziehen positiv geladene Kationen aus dem Puffer an, die an der Kapillarwand eine Innenschicht von Kationen bilden. Diese Kationen liegen nicht in ausreichender Dichte vor, um alle negativen Ladungen zu neutralisieren, weshalb sich eine zweite Kationenschicht bildet. Die von den Silanolatgruppen fest gehaltene Innenschicht von Kationen bildet eine Festschicht. Die zweite Kationenschicht wird weniger stark festgehalten, weil sie von den negativen Ladungen weiter entfernt ist, sie bildet daher eine mobile Schicht. Wenn ein elektrisches Feld angelegt wird, wird die mobile Schicht zur Kathode hin gezogen. Da Ionen in Lösung sind, ziehen sie die gesamte Pufferlösung mit sich und verursachen elektroosmotischen Fluss. Die Verteilung von Ladungen aufgrund der Formation geladener Schichten erzeugt ein Zeta-Potential genanntes Potential.
Dieses ursprünglich für Kapillarelektrophorese verwendete Verfahren wird seit kurzem für den Fluidtransport in Mikrostrukturen und für Hochgeschwindigkeitschromatographie in mikrofluidischen Chips verwendet. Es hat aber noch eine Anzahl von Nachteilen.
Die Ladungsverteilung und Schichtenformation hängt von der Anfangsladung der Innenfläche der Kapillare ab, die bei verschiedenen verwendeten Materialien und Lösungen unterschiedlich ist. Darüber hinaus kann sie von der pH-Historie der Kapillare abhängen. Das Regeln des Zeta-Potentials und damit die Regelung von elektroosmotischem Fluss werden dadurch zu einer komplizierten Aufgabe. Der Stand der Technik liefert Beweise für eine Anzahl von Methoden zum Behandeln der Kapillare, um einen wiederholbaren Durchfluss zu erzielen. Sie weisen darauf hin, dass das Beschichten der Mikrokapillare mit einer monomolekularen Schicht aus nichtvernetztem Polyacrylamid Innenflächen einer Kapillare derivatisieren kann. Diese Beschichtung verbessert die osmotische Wirkung und unterdrückt die Adsorption von gelösten Stoffen an den Wänden der Kapillare. Andere haben gelehrt, dass das Ändern des Puffer-pH-Wertes, der Pufferkonzentration, der Zusetzung von grenzflächenaktiven Komponenten wie Tensiden, Glycerol usw. oder das Zusetzen diverser organischer Modifikatoren zur Pufferlösung den elektroosmotischen Fluss ändern kann. In einigen Fällen kann diese Änderung eine Umkehrung des elektroosmotischen Flusses oder seine vollständige Aufhebung verursachen.
Der Teilchentransport in elektroosmotischen Pumpsystemen ist aufgrund der Tatsache ebenfalls schwierig, dass sie während des Transports eine elektrische Ladung aufnehmen und vom elektrischen Feld bewegt werden können, was in einigen Fällen die Umkehrung des Flusses verursacht.
Der Theorie gemäß schleppt die mobile Schicht das Fluid. Infolgedessen hat der elektroosmotische Fluss ein relativ flaches Flussprofil, d.h. die niedrige Geschwindigkeit ist über die Kapillare ziemlich gleichmäßig. Wenn dem elektroosmotischen Fluss ein statischer Druck entgegengesetzt ist, kann der resultierende Fluss einen Wirbel erzeugen, der kein kontrollierbares Mischen von Fluiden und biologischen Proben zulässt und die Geschwindigkeit des elektroosmotischen Flusses verringert.
Zum Beispiel schlägt US-Patent Nr. 4908112 (Pace et al) die Verwendung von elektroosmotischen Pumpen zum Bewegen von Fluiden durch Kanäle mit einem Durchmesser von weniger als 100 Mikrometern vor. Eine Mehrzahl von Elektroden war in die Kanäle integriert, die in eine Siliziumscheibe eingeätzt waren. Zum Bewegen des zu testenden Fluids im Kanal entlang wurde ein elektrisches Feld von etwa 250 Volt/cm benötigt. Wenn der Kanal lang ist, muss aber eine große Spannung an ihn angelegt werden, was für hochintegrierte Strukturen eventuell unpraktisch ist. Diese US-Patentbeschreibung schlägt vor, dass die Elektroden zum Bewältigen dieses Problems versetzt angeordnet werden sollten, so dass an eine Mehrzahl von Elektroden nur kleine Spannungen angelegt werden könnten. Dies erfordert aber die sorgfältige Platzierung und Ausrichtung einer Mehrzahl von Elektroden entlang dem Kanal.
Elektrohydrodynamisches (EHD-) Pumpen von Fluiden ist ebenfalls bekannt und kann auf kleine Kapillarkanäle anwendet werden. Das Pumpprinzip hier unterscheidet sich von der Elektroosmose. Wenn eine Spannung angelegt wird, übertragen mit dem Fluid in Kontakt stehende Elektroden Ladung zu oder von dem Fluid, so dass Fluidfluss in der Richtung von der Ladeelektrode zur entgegengesetzt geladenen Elektrode stattfindet. Elektrohydrodynamische (EHD-) Pumpen können für mit Widerstand behaftete Fluide wie organische Lösungsmittel verwendet werden. US-Patent Nr. US5632876 (Zanzucchi Peter John et al) beschreibt die Verwendung von elektroosmotischen und von elektrohydrodynamischen Fluidbewegungsverfahren zum Herstellen eines Flusses in Mikrokapillaren für polare und unpolare Fluide.
Eines von allgemeinen Problemen, die bei diesen zwei Typen von Flüssigkeitspumpsystemen gewöhnlich angetroffen werden, ist das Erscheinen von Gasblasen, die man während des Pumpens infolge von Elektrolyse leicht erhält. Sie stören normalerweise den Teilchentransport, wobei sie Mikrostrukturen blockieren, so dass für ihren Transport eine größere Druckdifferenz erforderlich wird. Das Fördern von Flüssigkeiten mit Pumpen auf der Basis von Elektroosmose und elektrohydrodynamischen Phänomenen ist vom elektrischen Kontakt durch die ganze Flüssigkeit hindurch abhängig, der bei Vorhandensein von Blasen verschwindet, was das Pumpen mit diesen Verfahren schwierig werden lässt. Daher stellt das Auftauchen von Gasblasen im Inneren von mikrofluidischen Strukturen größere Probleme für derartige Pumpen dar.
Ein weiteres Verfahren für Fluidtransport in einer mikrofluidischen Struktur erfolgt durch mechanische Mikropumpen und -ventile, die in die Struktur integriert sind, wie in US-Patentbeschreibung Nr. 5224843 (Van Lintel), 5759014 (Van Lintel) und 5171132 (Miyazaki et al) beschrieben wird.
Wie in US-Patentbeschreibung Nr. 5759014 (Van Lintel) beschrieben, wird der Betrieb dieser Pumpen stark von der Verdichtbarkeit des Fluids und der Anwesenheit einer Luftblase in der Pumpkammer beeinflusst. Die Pumpgeschwindigkeit nimmt bei Anwesenheit einer bedeutenden Luftblase ab, manchmal geht sie sogar auf null zurück. Vorgehensweisen, um diese Pumpen zum Ansaugen zu bringen, sind kompliziert und erfordern eine Vakuumpumpe oder spezielle Einspritzvorrichtungen, um das Auftreten von Blasen in der Hauptpumpkammer der Mikropumpe zu vermeiden. Daher ist es auch unpraktisch, Mikropumpen als Teil von mikrofluidischen Einweg-Biochips zu verwenden.
Ein weiteres Verfahren zum Pumpen von Fluiden in Mikrokanalsystemen basiert auf Zentrifugalkraft, die durch schnelles Rotieren der Mikrokanalstrukturen verursacht wird. In einer häufigsten Ausgestaltung ist die Mikrokanalstruktur eine Scheibe in einem Format, das dem einer CD-Plattform ähnlich ist. Das Fluid strömt in diesem Fall von der Rotationsmitte zum Außenrand. Aufgrund entgegengesetzter Oberflächenspannung und Zentrifugalkräften an der Grenzfläche zwischen dem Fluidmedium und der Luft können Ventile und Schalter implementiert werden, deren Betrieb von der Drehwinkelgeschwindigkeit der Scheibe gesteuert wird. Aus diesem Grund sieht dieses Verfahren eine Methode zum Erleichtern sequentieller Reaktionen auf einer Chip-Plattform vor. In US-Patentbeschreibung Nr. 6063589 (Kellogg Gregory et al) werden die Mikrosystemplattformen als mikrofluidische Komponenten, Heizwiderstandselemente, Temperatursensorelemente, Mischstrukturen und kapillaritätsangetrieben Absperrventile beschrieben. Des Weiteren werden Verfahren zur Verwendung dieser Mikrosystemplattformen für die Durchführung von biologischen, enzymatischen, immunologischen und chemischen Assays beschrieben. Ein Rotor mit einem Schleifring, der elektrische Signale zu und von den Mikrosystemplattformen übertragen kann, wird in der Patentbeschreibung ebenfalls beschrieben.
Derartige Kreiselpumpen können zwar den erforderlichen Durchfluss in mikrofluidischen Systemen erbringen und Komponenten auf einer einzelnen Plattform integrieren, dieses Verfahren hat aber eine Anzahl von Nachteilen. Die Fluide können nur in einer Richtung transportiert werden und ein umgekehrtes Strömen ist nicht möglich. Die Steuerung des Durchflusses in den einzelnen Kanälen ist dynamisch nicht möglich, sondern nur durch Konstruieren einer spezifischen Geometrie der Mikrokanalstrukturen. Daher ist das Mischen nur mit vordefinierten Verhältnissen möglich. Das Ersetzen von einem der Fluide durch ein Fluid mit einer anderen Viskosität erfordert eine Änderung der Konstruktion der Struktur. Bei den komplizierten Geometrien miteinander verbundener Kanäle können während des Füllprozesses an einigen Stellen Luftblasen entstehen. Dies würde eine zusätzliche Erhöhung der Rotation erfordern, um sie zu pumpen, und würde daher zu unzuverlässigen Versuchen führen, insbesondere im Fall von sequentiell ausgeführten Versuchen. Das steht im Gegensatz zur Verwendung von Druckpumpen, bei denen mehrere Pumpen einen Füllprozess erforderlichenfalls einzeln für jeden Kanal erleichtern können. Wenn eine mikrofluidische Struktur mit hoher Geschwindigkeit rotiert, können biologische Proben nicht mehr optisch beobachtet werden, was für eine Anzahl von Anwendungen sehr wichtig ist, zum Beispiel für die Untersuchung von Zellreaktionen.
Trotzdem mehrere Pumpverfahrentypen zum Pumpen von Fluiden in den Mikrokanalstrukturen vorgeschlagen wurden, gibt es keine einfache Lösung, die in vielen der Mikrokanalstrukturen nutzenden Anwendungen verwendet werden kann. Alle Verfahren haben einige Nachteile, die für verschiedene Anwendungen mehr oder weniger bedeutend sind. Zum Beispiel ist es nicht praktisch, mikrobearbeitete Pumpen in Anwendungen von Einweg-Biochips zu verwenden. Die Integration von mikrobearbeiteten Pumpen mit einer Einwegvorrichtung würde ihre Kosten erhöhen. Im selben Beispiel können elektroosmotische Pumpen keinen großen Grad an Zuverlässigkeit erbringen. Es scheint unpraktisch zu sein, wenn jeder Einweg-Chip vor einem Versuch behandelt werden muss, um die elektroosmotische Geschwindigkeit erfolgreich zu steuern.
Man wird erkennen, dass bei fast jedem Pumpentyp sehr sorgfältig darauf geachtet wird, dass das Einschließen von Luft im Inneren der Pumpe oder der mikrofluidischen Struktur sowie die Bildung derartiger Luft-/Gasblasen während des Versuchs vermieden wird. Derartige Blasen sind der Pumpenleistung meist abträglich.
Die vorliegende Erfindung betrifft das Bereitstellen eines Pumpsystems und eines Verfahrens zum Pumpen von Flüssigkeiten in Mikrokanalstrukturen zum Ermöglichen einer genauen Strömungsregelung für Durchflüsse, die von 100 Picolitern pro Minute bis 10 Microlitern pro Minute reichen. Ein derartiges System sollte sich zum Pumpen von leitfähigen und nichtleitfähigen Flüssigkeiten und insbesondere zum Pumpen von Flüssigkeiten mit verschiedenen Viskositäten und Flüssigkeiten eignen, die Teilchen mit Größen enthalten, die mit dem Durchmesser des Mikrokanals vergleichbar sind. Ein derartiges Pumpsystem sollte daher zum Fördern von Flüssigkeiten mit biologischen Proben, Zellen usw. geeignet sein.
Die Erfindung betrifft auch das Bereitstellen eines Pumpssystems und eines Verfahrens zum Pumpen von Flüssigkeiten, die das genaue Mischen von Strömen in verschiedenen Mikrokanalstrukturen in einem breiten Bereich von Konzentrationen ermöglichen, und insbesondere die genaue Regelung von Flüssigkeitsgradienten in den Mikrokanälen. Des Weiteren betrifft die Erfindung das Bereitstellen eines Pumpsystems und eines Verfahrens zum Pumpen von Flüssigkeiten in Mikrokanalstrukturen, die entweder von einer Bedienkraft oder als Reaktion auf irgendeinen Zustand der Flüssigkeit wie z.B. eine Reaktionsgeschwindigkeit oder auch irgendein anderes Phänomen genau geregelt werden können.
Darstellung des Erfindungsgedankens
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist eine Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe zum Bereitstellen einer gleichmäßigen Flüssigkeitsausgabeförderleistung unter 10 μl/Minute durch ein Flüssigkeitsauslassmittel von einer Pumpenbaugruppe vorgesehen, die wenigstens eine Verdrängerpumpe umfasst, die eine Sofortschrittpumpenleistung hat, die relativ beträchtlich größer als die Förderleistung durch das Flüssigkeitsauslassmittel ist, wobei die Verbindungsbaugruppe einen Körper mit einem hohlen Inneren für den Transfer von Flüssigkeit zwischen einem Flüssigkeitseinlass zur Verbindungsbaugruppe und/oder einem Flüssigkeitsauslass von der Verbindungsbaugruppe zum Flüssigkeitsauslassmittel umfasst, dadurch gekennzeichnet, dass der Körper einen Widerstand gegen Durchfluss durch ihn hat, der beträchtlich kleiner ist als durch das Flüssigkeitsauslassmittel, und der Körper ein Druckstabilisierungsmittel hat, das von einem damit verbundenen durch Druck zusammendrückbaren Mittel gebildet wird, um den Druckstoß der Flüssigkeit im Körper bei Flüssigkeit mit einem erhöhten Druck, die von der Pumpe zum Flüssigkeitseinlass gefördert wird, zu verringern und so einen im Wesentlichen gleichmäßigen Flüssigkeitsdruck am Flüssigkeitsauslass zu erzeugen, um den gewünschten Flüssigkeitsförderdurchfluss durch das Flüssigkeitsauslassmittel bereitzustellen und den Druckabfall an der Flüssigkeit, während sie innerhalb des Körpers fällt, beim Fördern von Flüssigkeit durch den Flüssigkeitsauslass zu verringern.
Idealerweise umfasst das Druckstabilisierungsmittel eine Gasblase.
Vorzugsweise ist das Volumen der Gasblase ein Mehrfaches des Volumens von in einem Schritt der Pumpe ausgegebener Flüssigkeit.
Man wird erkennen, dass das zusammendrückbare Mittel mehr als eine Gasblase umfassen kann und das Gesamtvolumen der Blasen ein Mehrfaches des Volumens von in einem Schritt der Pumpe ausgegebener Flüssigkeit ist.
Vorzugsweise umfasst das zusammendrückbare Mittel eine elastische Membran, die Teil des Körpers bildet, und der Körper umfasst einen ausdehnbaren Schlauch, der das Ausdehnungsmittel bildet.
Idealerweise umfasst das Flüssigkeitsauslassmittel eine längliche Mikrokanalstrukturbaugruppe und der Flüssigkeitsdruck in der Verbindungsbaugruppe ist derart, dass er den notwendigen Flüssigkeitsdruckgradienten zwischen wenigstens einer Eingangsöffnung, die vom proximalen Ende der Mikrokanalstruktur gebildet wird zum Verbinden mit dem Flüssigkeitsauslass, und wenigstens einer Ausgangsöffnung erzeugt, die vom distalen Ende der Mikrokanalstrukturbaugruppe gebildet wird.
In einer weiteren Ausgestaltung ist ein Steuermittel bereitgestellt und mit einem Strömungsbedingungssensormittel für das Flüssigkeitsauslassmittel verbunden, um zu veranlassen, dass die Pumpe betrieben wird, um den gewünschten Durchfluss durch das Flüssigkeitsauslassmittel zu erzeugen.
Vorzugsweise ist das Strömungsbedingungssensormittel ein mit dem Körper verbundener Drucksensor.
Idealerweise ist das Strömungsbedingungssensormittel eine optische Strömungssensorbaugruppe und umfasst eine Videokamera und eine Mikroskopbaugruppe.
In einer weiteren Ausgestaltung umfasst die Flüssigkeitsfördereinheit wenigstens eine Verdrängerpumpe und die Flüssigkeitsauslassbaugruppe.
Vorzugsweise ist die Pumpe eine Spritzenpumpe und das für jeden Schritt der Spritzenpumpe gepumpte Volumen kann größer als 0,01 μl sein.
Idealerweise ist das für jeden Schritt der Spritzenpumpe gepumpte Volumen in der Größenordnung von 0,2 μl.
In einer weiteren Ausgestaltung umfasst die Flüssigkeitsfördereinheit wenigstens zwei Spritzenpumpen, die die eine Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe speisen, und das von wenigstens einer der Pumpen für einen Schritt dieser Pumpe ausgegebene Volumen ist beträchtlich kleiner als das der anderen Pumpen.
Vorzugsweise ist wenigstens eine zusätzliche elektrokinetische Pumpe bereitgestellt.
Idealerweise ist die elektrokinetische Pumpe eine elektroosmotische Pumpe oder eine elektrohydrodynamische Pumpe.
In einer weiteren Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung ist eine Mikrokanalstrukturbaugruppe für den geregelten Durchfluss von kleinen Flüssigkeitsvolumen vorgesehen, die Folgendes umfasst:
eine längliche umschlossene Mikrokanalstruktur, die eine Innenbohrung mit einer Querschnittsfläche von weniger als 1000 μm² hat, und
eine Flüssigkeitsfördereinheit, bei der die Verdrängerpumpe in einer Reihe von Schritten arbeitet, wobei jeder Schrittvorgang der Pumpe ein Volumen in der Größenordnung von 0,01 μl ausgibt.
Idealerweise ist ein Strömungsausgleichmittel am Flüssigkeitsauslass der Flüssigkeitsverbindungsbaugruppe bereitgestellt, wodurch der Durchfluss in der Flüssigkeitsverbindungsbaugruppe und der Durchfluss in der Mikrokanalstruktur im Wesentlichen gleich sind.
Vorzugsweise ist das Strömungsausgleichmittel ein Kompensationskanal, dessen innere Querschnittsfläche und die der Mikrokanalstruktur gleich der Querschnittsfläche des Inneren des Körpers ist.
Idealerweise ist der Kompensationskanal ein Rückführungskanal, der Flüssigkeit zur Verbindungsbaugruppe zurückführt.
Ausführliche Beschreibung der Erfindung
Die Erfindung wird anhand der folgenden Beschreibung von einigen Ausgestaltungen davon, die nur beispielhaft angegeben werden, unter Bezugnahme auf die Begleitzeichnungen deutlicher verständlich. Dabei zeigt:
1 eine schematische Darstellung einer erfindungsgemäßen Pumpenbaugruppe;
2 eine schematische Darstellung einer alternativen Pumpenbaugruppe;
3 eine graphische Darstellung, die die Ergebnisse von durchgeführten Tests zeigt;
4 eine graphische Darstellung, die weitere Ergebnisse von durchgeführten Tests zeigt;
5 eine schematische Schaltungsanordnung einer weiteren erfindungsgemäßen Baugruppe;
6(a) und 6(b) Anordnungen und Schnittansichten von Teil einer Mikrokanalstruktur, die erfindungsgemäß verwendet werden;
7 eine Draufsicht einer weiteren Mikrokanalstruktur;
8 eine schematische Schaltungsanordnung noch einer weiteren erfindungsgemäßen Baugruppe;
9 eine Ansicht eines weiteren erfindungsgemäßen Systems;
10 eine Schnittansicht durch Teil einer Mikrokanalstruktur, die mit der Erfindung verwendet wird;
11 eine Schnittansicht durch eine weitere Mikrokanalstruktur und
12 eine Draufsicht auf eine weitere Mikrokanalstruktur.
Bezug nehmend auf die Zeichnungen und anfänglich auf 1 ist eine Pumpbaugruppe illustriert, nämlich eine Verdrängerpumpe, die allgemein von Bezugsnummer 1 gezeigt wird, und eine allgemein von der Bezugsnummer 10 gezeigte Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe, die die Verdrängerpumpe 1 mit einem Flüssigkeitsauslassmittel verbindet, das allgemein von der Bezugsnummer 20 gezeigt wird. Die Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe 10 und die Pumpe bilden zusammen oft die eine Flüssigkeitsfördereinheit. Die Verdrängerpumpe 1 ist eine von einem Schrittmotor 2 betriebene Spritzenpumpe mit einem Kolben 3, der in einem Spritzenkörper 4 sitzt. Ein inkrementeller Schritt des Kolbens 3 ist, dass er ein Volumen ΔV verdrängt. Der Kolben 3 ist in 1 mit schraffierten Linien und (3) gekennzeichnet. Die Pumpe 1 speist ein Ventil 6. Das Ventil 6 wird auch von einer Leitung 7 aus einem Flüssigkeitsbehälter 8 gespeist. Das Ventil 6 verbindet die Pumpe 1 mit der Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe 10.
Die Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe 10 umfasst einen Körper 11, der ein hohles Inneres mit einem Durchflusswiderstand hat, der beträchtlich kleiner als der durch das Flüssigkeitsauslassmittel ist. Der Körper 11 wird von einer Leitung gebildet, die ebenfalls mit der Bezugsnummer 11 gekennzeichnet ist. Das Ventil 6 bildet einen Flüssigkeitseinlass in den Körper, nämlich die Leitung 11, der Verbindungsbaugruppe zur Verbindung mit der Verdrängerpumpe 1. Die Bezugsnummer 6 wird auch zum Kennzeichnen des Flüssigkeitseinlasses in den Körper bzw. die Leitung 11 verwendet. In der Flüssigkeitsverbindungsbaugruppe 10 ist ein Flüssigkeitsauslass 12 bereitgestellt. Ein Druckstabilisierungsmittel, das allgemein von der Bezugsnummer 13 gezeigt wird, umfasst ein durch Druck zusammendrückbares Mittel 15 in der Form einer Luftblase, die auch mit der Bezugsnummer 15 gekennzeichnet ist. Die Luftblase 15 befindet sich in einem Behälter 14, der mit der Leitung 11 verbunden ist. Mit der Leitung 11 ist ein Strömungsbedingungssensormittel, in dieser Ausgestaltung ein Drucksensor 16, verbunden. Das Flüssigkeitsauslassmittel 20 umfasst in dieser Ausgestaltung eine Mikrokanalstrukturbaugruppe 21, die eine Eintrittsöffnung hat, die mit dem Flüssigkeitsauslass 12 zusammenfällt und mit derselben Bezugsnummer 12 gekennzeichnet ist, und speist wiederum auf konventionelle Weise eine Ausgangsöffnung 23 über eine Mikrokanalstruktur 22. Zusätzliche Öffnungen 24 sind bereitgestellt. Ein Steuermittel 30 bildender rechnergestützter Controller ist mit dem Schrittmotor 2 und dem das Strömungssensormittel bildenden Drucksensor 16 verbunden. Der Widerstand gegen Strömung durch das hohle Innere des Körpers der Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe, nämlich durch die Leitung 11, ist bedeutend kleiner als der Widerstand durch den Flüssigkeitsauslass 12, d.h. durch die Mikrokanalstruktur 22 der Mikrokanalstrukturbaugruppe 21. Ferner, wie man leicht erkennen kann, hat die Verdrängerpumpe 1 ihrer Art gemäß eine Sofortschrittpumpenleistung, die relativ wesentlich größer als die Förderleistung durch das Flüssigkeitsauslassmittel 20 ist.
Im Betrieb, wenn die Verdrängerpumpe 1 in Betrieb ist, gibt es am Ventil 6 eine unmittelbare Druckerhöhung, die effektiv eine unmittelbare Druckerhöhung am Flüssigkeitseinlass zum Körper der Verbindungsbaugruppe 10 ist. Diese Druckerhöhung in der Leitung 11 verursacht, dass sich die Luftblase 15 zusammenzieht, und das reduziert sofort den Druckanstieg in der Leitung 11 und somit am Flüssigkeitsauslass 12 der Flüssigkeitsverbindungsbaugruppe 10. Infolgedessen wird im Flüssigkeitsauslassmittel 20, d.h. der Mikrokanalbaugruppe 21, ein gleichmäßiger Druck ausgeübt. Dementsprechend gibt es in der Mikrokanalbaugruppe 21 keine Druckstöße mehr. Der Drucksensor 16 und der Controller 30 können zum Steuern des Schrittmotors 2 und somit der Ausgabe der Verdrängerpumpe 1 verwendet werden. Zusätzliche in der Verbindungsbaugruppe 10 eingeschlossene Luft wird gleichermaßen verdichtet.
Was die Erfindung dann im Wesentlichen macht, ist, dass sie eine Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe bereitstellt, die eine gleichmäßige Flüssigkeitsausgabeförderleistung, gewöhnlich unter 10 μl pro Minute, durch ein Flüssigkeitsauslassmittel liefert. Die Förderung erfolgt von einer Verdrängerpumpe mit einer Sofortschrittpumpenleistung, die relativ wesentlich größer als die Förderleistung durch das Flüssigkeitsauslassmittel ist. Effektiv glättet die Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe die Förderung von der Verdrängerpumpe. Es erübrigt sich zu erwähnen, dass anstelle einer Spritzenpumpe auch jede(s) andere geeignete Verdrängungsmittel oder Verdrängerpumpe verwendet werden könnte und dass desgleichen auch andere Flüssigkeitsauslassmittelanordnungen anstelle von Mikrokanalstrukturen verwendet werden können.
Da der Controller 30 über die Bewegung der Verdrängerpumpe 1 mit der Verdrängerpumpe 1 und mit der Flüssigkeitsverbindungsbaugruppe 10 verbunden ist, kann der Betrieb des Ventils 6 gesteuert werden.
Bevor der Betrieb ausführlicher besprochen wird, lohnt es sich, das Pumpverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung kurz zu besprechen. Im Wesentlichen umfasst das System drei verschiedene Einheiten, nämlich die Verdrängungspumpe, die in einer Reihe von Schritten betrieben wird. Diese wiederum fördert effektiv durch eine Auslassverbindungsbaugruppe mit dem Druckstabilisierungsmittel, die wiederum die längliche umschlossene Mikrokanalstruktur speist. Die Blase verleiht dem Pumpsystem nun Ausdehnbarkeit und Zusammendrückbarkeit, was das genaue Regulieren des Drucks am Flüssigkeitsauslass 12 zulässt. Man wird erkennen, dass dies im Gegensatz zu konventionellen Verfahren steht, wo beträchtliche Anstrengungen unternommen werden, um Luftblasen zu vermeiden und zu entfernen. Man könnte eigentlich erwarten, dass ein ausdehnbares inneres Volumen die Ausgabegenauigkeit der Pumpe beeinträchtigen und zu Fehlern führen würde.
Dies ist aber nicht der Fall. Es ist bekannt, das die Geschwindigkeit ν der Flüssigkeit in einer runden Kapillare unter einer Begrenzung der laminaren Strömung dem Gesetz von Poiseuille unterworfen ist:
wobei p₁, p₂ Druckwerte am Einlass und Auslass der Kapillare sind, r der Radius der Kapillare ist, η die Viskosität des Fluids ist, L die Länge der Kapillare ist und * eine Multiplikation angibt.
Die oben beschriebene Ausgestaltung verwendet eine Verdrängerpumpe in Kombination mit diesem von der Luftblase gebildeten ausdehnbaren/zusammendrückbaren Element zum Erzeugen einer kleinen Druckdifferenz zwischen der Einlass- und der Auslassöffnung der Mikrokanalstruktur und daher zum Herstellen einer langsamen Bewegung der Flüssigkeit im Inneren der Mikrokanalstruktur. Wenn diese Druckdifferenz hergestellt worden ist, würde die resultierende Geschwindigkeit der Flüssigkeit in jedem Fall gemäß dem Gesetz von Poiseuille von der Viskosität der Flüssigkeit, dem Durchmesser und der Länge der Mikrokanalstruktur abhängen. Zum Beispiel erzeugt bei einer Kapillare mit einem Durchmesser von 50 μm und einer Länge von 20 cm ein Druckgradient von 5 mbar eine Wasserströmung mit einer mittleren Geschwindigkeit von etwa 75 μm/s.
Angenommen, das Ausgangsvolumen der Gasblase ist V₀. Dann nehme man an, dass der Kolben der Spritzenpumpe sich bewegt und ein Flüssigkeitsvolumen ΔV ausstößt. Wenn die Flüssigkeit in einer nicht ausdehnbaren Leitung eingeschlossen ist und die Flüssigkeit praktisch unverdichtbar ist, nimmt das Volumen der Luftblase um im Wesentlichen dieselbe Menge ΔV ab. An diesem Punkt haben wir die Annahme gemacht, dass die Flüssigkeit eingeschlossen ist, der Flüssigkeitauslass ist daher geschlossen und die Flüssigkeit kann nicht aus ihm austreten. Dies verursacht eine Druckerhöhung, die anhand des Gaszustandsgesetzes berechnet werden kann, PV = RT, nämlich pV = konst.: p0·V0 = pN·(V0 – ΔV) pN = p0 + Δp wobei p_N der Druck auf die Luftblase nach der Bewegung des Kolbens und p₀ der Druck vor der Bewegung ist.
Daher gilt
Wenn zum Beispiel das Volumen der Blase halbiert wird:
wird der Druck um einen Faktor von zwei erhöht. Das Verhältnis des Anfangsvolumens der Blase zum kleinsten verdrängten Volumen in der Spritzenpumpe ergibt die Genauigkeit für das Aufbauen des Drucks an der Eintrittsöffnung. Je größer das Anfangsvolumen der Blase ist, desto höher ist die Genauigkeit der Druckregulierung.
In der Praxis ist das System nicht eingeschlossen und ist mit der Mikrokanalstruktur 22 verbunden, das heißt mit der Mikrokapillare oder Mikrostruktur. In diesem Fall gibt es einen Flüssigkeitsstrom durch die Mikrokanalstruktur, der verursacht, dass das Volumen der Blase langsam in den Anfangszustand zurückkehrt. Wenn das Volumen der Luftblase aber mehrere Größenordnungen größer ist als der volumetrische Durchfluss durch die Mikrostruktur multipliziert mit der Zeit des Versuchs, ist die Änderung des Blasenvolumens unerheblich und der Druck an der Eintrittsöffnung ist daher praktisch konstant. In dem Fall, wenn der Flüssigkeitsstrom durch die Mikrokanalstruktur eine wesentliche Druckänderung verursacht, kann der Druck durch Verdrängen von zusätzlichem Flüssigkeitsvolumen aus der Spritzenpumpe korrigiert werden. Alternativ kann für einen solchen Fall das Volumen der Luftblase vergrößert werden.
In 2, auf die nun Bezug genommen wird, ist ein alternativer Aufbau einer Mikrokanalstrukturbaugruppe gemäß der vorliegenden Erfindung abgebildet, die im Wesentlichen der Mikrokanalstrukturbaugruppe von 1 ähnelt, wobei Teile, die den mit Bezug auf die vorangehenden Zeichnungen beschriebenen ähneln, mit denselben Bezugsnummern gekennzeichnet sind. In dieser Ausgestaltung ist der Luftbehälter 14 mit einem Luftbehälterventil 17 versehen und die Leitung 11 hat ein Steuerventil 18 neben dem Flüssigkeitsauslass 12. Die Ventile 17 und 18 sind mit dem prozessorgestützten Controller 30 verbunden.
Zum Vergleichen des Verhältnisses zwischen der Geschwindigkeit der Flüssigkeit in einem keine Luftblase und einem eine Luftblase enthaltenden System gab es anfänglich keine Luftblase im System, das heißt, das druckaktivierte Ausdehnungsmittel war abgetrennt und es wurden einhundert Verdrängungsschritte auf den Spritzenkolben angewendet, die einem gesamten Verdrängungsvolumen von 0,2 μl über eine Zeitspanne von einer Sekunde entsprachen. Unter diesen Bedingungen wurde die mittlere Geschwindigkeit der Flüssigkeit in der Mikrokanalbaugruppe 21 mit einem Durchmesser von 10 μm und einer Länge von 20 cm wie folgt berechnet: v = V/Stwobei v = Geschwindigkeit, V = Volumen der mit dem Kolben ausgestoßenen Flüssigkeit, S = Fläche der Kapillare, t = zum Ausstoßen der Flüssigkeit benötigte Zeit
10 cm/s ist die lineare Flüssigkeitsgeschwindigkeit in einem System ohne durch Druck zusammendrückbare Mittel.
Gemessen mit einer Luftblase in einer Mikrokanalstruktur mit einem Durchmesser von 50 μm und einer Länge von 20 cm mit einer Luftblase von 40 μl betrug die Flüssigkeitsgeschwindigkeit nur 50 μm/s. Daher war das Verhältnis R der Geschwindigkeit zwischen den zwei Systemen:
Es war daher gemäß der vorliegenden Erfindung möglich, eine 2000 Mal niedrigere Geschwindigkeit und eine bessere Durchflussregelung als mit der konventionellen Verwendung eines Schrittmotors zu erzielen. Wenn der Durchmesser des Kanals der Mikrokanalbaugruppe verkleinert wird, erhöht dies in einem konventionellen System ohne durch Druck zusammendrückbares Mittel die Geschwindigkeit offensichtlich noch mehr. Andererseits nimmt die Geschwindigkeit im System mit durch Druck zusammendrückbarem Mittel gemäß der vorliegenden Erfindung nach dem Gesetz von Poiseuille ab und dieses Verhältnis R wird daher größer. Wenn aber das Umgekehrte stattfindet, dann wird das Verhältnis R kleiner. Desgleichen wird, wenn die Länge der Mikrokanalstruktur verlängert werden sollte, der Widerstand höher und daher das Verhältnis R größer, während die Geschwindigkeit in der Mikrokanalstruktur im System gemäß der vorliegenden Erfindung abnimmt. Wenn aber die Mikrokanalstruktur ein kurzer Kanal mit großem Querschnitt sein sollte, dann läge kein großer Vorteil im Einsatz einer Luftblase.
Wir können anhand dieser Analyse sehen, dass der Vorteil der Verwendung von durch Druck zusammendrückbaren Mitteln beim Umgang mit mikrofluidischen Strukturen bedeutend wird. Für Kapillaren mit relativ großem Querschnitt vergrößert ein durch Druck zusammendrückbares Mittel den Volumenausgabefehler nur noch. Ein zusätzlicher Vorteil der Verwendung von einem durch Druck zusammendrückbaren Mittel liegt darin, dass es Druckstöße dämpft. Um die berechnete Geschwindigkeit von 10 cm/s zu erreichen, muss der große Überdruck am Eingang der Kapillare erzeugt werden. Solche großen Druckstöße können für gewisse biologische Flüssigkeiten, z.B. Zellsuspensionen, schädlich sein. Beim Verringern der Strömungsgeschwindigkeit gemäß dem Beispiel mittels der Luftblase um das 2000-fache wird auch der Überdruck um denselben Faktor verringert.
Es wurden diverse Berechnungen durchgeführt, um herauszufinden, ob es in der an die Spritzenpumpe und die Mikrokanalstruktur anschließenden Leitung und Kapillarröhre eine bedeutende Ausdehnung gab, wobei festgestellt wurde, dass sie unerheblich war, und einer Ausdehnung eines anderen Teils der Vorrichtung kam keine besondere Bedeutung zu. Diese Berechnungen wurden für typische biegsame Polymerkapillaren durchgeführt, aus denen die Leitung der Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe hergestellt ist.
Die Verwendung einer Luftblase ist vorteilhaft, weil bisher das Hauptziel aller mit diesen Systemen Arbeitenden das Entfernen von Luft war. Etwas zu verwenden, das man zuvor nicht benötigte und sogar aktiv zu eliminieren versuchte, ist vorteilhaft. Man wird verstehen, dass andere Vorrichtungen für die Druckregelung verwendet werden könnten. Ein typisches Beispiel, das einer fachkundigen Person sofort einfallen würde, wäre jede Form von flexibler und elastischer Membran. Es muss lediglich das richtige Material für die Membran und die richtige Fläche davon gewählt werden. Es könnten auch höher entwickelte Ausdehnungsmittel und Druckentlastungsmittel vorgesehen werden, die Verwendung einer Luftblase ist aber besonders vorteilhaft.
Die Eichung der Verdrängerpumpe 1 und der Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe 10 kann leicht durchgeführt werden, indem der Flüssigkeitsauslass 12 durch Schließen des Flüssigkeitseinlassventils 18 abgedichtet wird, und dann kann das Innenvolumen der Luftblase ermittelt werden. Indem verschiedene Flüssigkeitsvolumen aus der Spritzenpumpe verdrängt werden und der Druck abgelesen wird, kann man eine Eichkurve erhalten und das Luftvolumen im System dann anhand der Formel (1) oben berechnen. Das Innenvolumen der Blase schließt das Luftvolumen im Flüssigkeitsbehälter 8 und im System selbst ein. Solche Luft kann in der Pumpe, Schläuchen, Ventilen usw. eingeschlossen sein. In verschiedenen Teilen der Flüssigkeitsverbindungsbaugruppe könnte es zahlreiche Lufteinschlüsse geben, die im Unterschied zu gegenwärtigen Situationen keine Schwierigkeit für den Betrieb der Erfindung verursachen.
Nach der Berechnung kann das Volumen der Luft im gesamten System eingestellt werden, wodurch seine Ausdehnbarkeit definiert wird.
In einer typischen Ausgestaltung wurde ein Gesamtvolumen von 50 μl Flüssigkeit in die Spritzenpumpe eingeführt. Das Luftblasenvolumen betrug zwischen 40 und 120 μl. Der typische Druck am Eingang der Mikrostruktur betrug 0,5 bis 0,1 mbar, wobei die Regulierung des Durchflusses von den Abmessungen der Mikrostruktur abhing. Beispielsweise war für Kanäle mit einer Länge von 20 cm und einem Durchmesser von 50 μm der entsprechende niedrigste Durchfluss, der erzielt werden konnte, 100 pl/min.
3 illustriert theoretische und experimentelle Ergebnisse für die Abhängigkeit von dem von der Spritzenpumpe verdrängten Volumen und den Druck am Eingang der Mikrokanalstruktur auf es. Dies zeigt, dass Druckwerte einigermaßen gut vorhergesagt werden können. Daher ist es, sobald der Anfangsdruck und das Luftblasenvolumen bekannt sind, dann möglich, die erforderliche Verdrängung zum Erreichen des gewünschten Drucks an der Eintrittsöffnung zu finden. Auch hier ist es dann möglich, wie man sehen kann, die erforderliche Verdrängung der Spritze deutlich zu erkennen, da
pV = konstant
und
wobei ΔV das verdrängte Volumen ist, V₀ das Anfangsvolumen der Blase unter atmosphärischem Druck ist, p₀ der Anfangsdruck ist.
4 illustriert dies für verschiedene Luftblasenvolumen. Man kann daran erkennen, dass, wenn das Anfangsvolumen der Luftblase vergrößert wird, dies für das gleiche verdrängte Volumen der Spritzenpumpe eine Verringerung des Drucks an der Eintrittsöffnung der Struktur verursacht. 4 zeigt deutlich, wie man das Volumen der Blase und somit die Ausdehnbarkeit des Systems durch diese Eichung ermitteln kann.
Eine Verdrängerpumpe kann mit komplexen Mikrokanalstrukturen betrieben werden, die mehrere miteinander verbundene Kanäle mit komplizierter Geometrie enthalten. Daher ist das auf einen runden Kanal angewendete einfache Modell für derartige komplexe Strukturen nicht immer gültig. In diesem Fall kann der charakteristische Parameter der Mikrokanalstruktur als ein Verhältnis zwischen dem zur Mikrokanalstruktur geförderten Durchfluss und entsprechendem Druck an der Eintrittsöffnung definiert werden. Wir werden diesen Parameter im Folgenden den fluidischen Widerstand R_f nennen. p = Rf·Qwobei p ein Druck an der Eingangsöffnung der Mikrokanalstruktur ist und Q ein Durchfluss durch die Mikrokanalstruktur ist.
Das Konzept des fluidischen Widerstands kann im Wesentlichen für jede beliebige Newtonsche Flüssigkeit und jede beliebige Mikrokanalstruktur mit selbst komplexer Geometrie gelten. Fluidischer Widerstand enthält Informationen über alle geometrischen Parameter der Mikrokanalstruktur. Wenn dieser Koeffizient ermittelt worden ist, kann der Druck an der Eingangsöffnung stets anhand des erforderlichen Durchflusses im Mikrokanal oder der erforderlichen linearen Geschwindigkeit der Strömung im Mikrokanal berechnet werden. Der fluidische Widerstand R_f kann zwar analytisch anhand der geometrischen Parameter der Mikrokanalstruktur berechnet werden, es ist aber praktischer, ihn durch Versuche zu ermitteln.
Im Folgenden beschreiben wir nun das Verfahren der experimentellen Ermittlung des fluidischen Widerstands R_f. Erneut Bezug nehmend auf 2, nehmen wir einmal an, dass Hübe des Spritzenkolbens periodisch sind und jede Sekunde ΔV Flüssigkeitsvolumen verdrängt wird. Das Anfangsvolumen der Luftblase ist gleich V₀. Jede periodische Verdrängung von Flüssigkeit verursacht das Schrumpfen der Luftblase und erzeugt gleichzeitig den Druckanstieg an der Eintrittsöffnung der Mikrokanalstruktur. Aufgrund des Druckanstiegs wird der Flüssigkeitsstrom durch die Mikrokanalstruktur hergestellt. Es ist klar, dass der Druck an der Eingangsöffnung weiter steigt bis zu dem Zeitpunkt, an dem der Flüssigkeitsdurchfluss durch die Mikrostruktur Q gleich dem vom Kolben geförderten Durchfluss Q_plunger (vom Kolben ausgestoßenes Volumen geteilt durch Zeit der Messungen) ist. Wenn der Durchfluss Q andererseits größer als Q_plunger – vom Kolben ausgestoßenes Volumen geteilt durch Zeit der Messungen – ist, dann nimmt der Druck an der Eingangsöffnung ab. Wenn dieser stabile Zustand erreicht worden ist, kann der Druck p an der Eingangsöffnung mithilfe eines Drucksensors 16 gemessen werden. Da bekannt ist, dass Q = Q_plunger ist, können wir R_f = p/Q = p·Q_plunger berechnen. Der Durchfluss Q_plunger ist von dem Volumen des Spritzenvolumens und der von diesem Controller ermittelten Geschwindigkeit des Kolbens her leicht bekannt.
Angenommen, dass wir jetzt einen bestimmten Wert von Durchfluss Q₁ durch die Mikrokanalstruktur herstellen müssen. Gemäß dem zuvor gemessenen Wert R_f = p/Q = p/Q_plunger sollte dann der dem Durchfluss Q₁ an der Eingangsöffnung der Mikrostruktur entsprechende Druck p₁ wie folgt sein: p1 = Rf·Q1 = p·Q1/Qplunger
In der Praxis ist es praktisch, Q_plunger so zu wählen, dass er im Bereich der Mikroliter/Minute-Größenordnungen liegt. Dies verringert die zum Erreichen des stabilen Zustands des Flusses in der Mikrokanalstruktur erforderliche Zeit und erzielt den fluidischen Widerstandswert so schnell wie möglich. Gleichzeitig könnte Q₁ so niedrig sein, dass er im Picoliter/Minute-Bereich liegt.
Es ist zu beachten, dass die Fähigkeit zum Ermitteln der Parameter der Mikrokanalstruktur während des Pumpenbetriebs die Arbeit mit Mikrokanälen mit verschiedenen Geometrien und auch Flüssigkeiten mit verschiedenen Viskositäten ermöglicht. Die Pumpe wird dadurch von der Mikrokanalstrukturbaugruppe unabhängig und ihre Anwendungsbereiche werden erweitert.
Die Leistung des Pumpsystems wird von dem Software-Rückkopplungsalgorithmus definiert, der eingesetzt wird, um den Druck an der Eingangsöffnung der Mikrokanalstruktur zu stabilisieren. Es ist von Vorteil, dass das Mittel zum Einleiten und Unterstützen der Strömung in der Mikrokanalstruktur ausführlicher erläutert wird. Wie oben gezeigt wurde, kann man für jeden beliebigen Durchfluss durch die Mikrostruktur den entsprechenden Druck an der Eingangsöffnung erhalten. Anfänglich wird der Fluss dadurch eingeleitet, dass die erforderliche Flüssigkeitsmenge sofort so verdrängt wird, dass die Luftblase zusammengedrückt wird und schrumpft und den erforderlichen Druck an der Eingangsöffnung erzeugt. Nach dem Einleiten kann der Fluss von der Unterdruckrückkopplung unterstützt werden, so dass der Kolben, wenn der Druck unter den erforderlichen Wert abfällt, eine zusätzliche Menge der Flüssigkeit verdrängt, um den Druck zu erhöhen. Im Gegensatz dazu reversiert die Pumpe und verdrängt etwas Flüssigkeitsvolumen zurück und der Druck wird an der Eingangsöffnung verringert, wenn der Druck über den erforderlichen Wert ansteigt. Dieser einfache Algorithmus erlaubt zwar die Unterstützung der Strömung, aufgrund des nichtlinearen Ansprechverhaltens des Pumpsystems in Verbindung mit dem ausdehnbaren Element wie der Luftblase können aber Durchflussschwingungen auftreten. Spiel der Spritzenkolbenbewegung vergrößert die Instabilität noch.
Alternativ kann ein weiterer Ansatz verwendet werden, um das kontinuierliche Fließen der Flüssigkeit mit vorbestimmtem Durchfluss durch die Mikrokanalstruktur zu erleichtern. Die Stabilität von Druck an der Eingangsöffnung der Mikrokanalstruktur kann erreicht werden, indem die Verzögerung zwischen den Hüben des Spritzenkolbens geändert wird. Dadurch wird der vom Kolben geförderte Durchfluss Q_plunger und entsprechend auch der Druck an der Eingangsöffnung geändert. Wie zuvor für den typischen Betrieb mit einer Mikrokanalstruktur erwähnt wurde, sind die zum Aufrechterhalten der Strömung erforderlichen Hübe des Spritzenkolbens ziemlich selten und die Verzögerung zwischen ihnen kann daher mit großer Genauigkeit eingestellt werden. Die Verdrängungsrate und der Druck können auch als Parameter für PID-gesteuerte (PID: proportional, integral, differenziert) Rückkopplung verwendet werden.
In 5, auf die nun Bezug genommen wird, wird ein alternativer erfindungsgemäßer Systemaufbau dargestellt, der eine Mehrzahl von Verdrängerpumpen und assoziierten Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppen umfasst, die alle wieder mit den gleichen Flüssigkeitsauslassmitteln, ebenfalls wieder von einer Mikrokanalstrukturbaugruppe 21, verbunden sind. In dieser Ausgestaltung sind die Flüssigkeitsverbindungsbaugruppen 10 mit verschiedenen tiefgesetzten Buchstaben gekennzeichnet, wie auch die Leitung 11 und die Flüssigkeitsauslässe 12. Man kann daher sehen, dass es eine Vielzahl von Pumpen 1(a) bis 1(f), assoziierten Flüssigkeitsverbindungsbaugruppen 10(a) bis 10(f) einschließlich Leitungen 11(a) bis 11(f) mit jeweiligen Flüssigkeitsauslässen 12(a) bis 12(f), die in die Mikrokanalstrukturbaugruppe 21 einspeisen, gibt. Auch hier ist der Controller 30 vorgesehen, der jetzt jede der Pumpen und jede der Flüssigkeitsverbindungsbaugruppen steuert. Offensichtlich kann jede der Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppen entsprechend eingestellt werden, um die gewünschte Strömungsregelungsgenauigkeit durch den jeweiligen Flüssigkeitsauslass zu erreichen.
Diese Anordnung erlaubt das parallele Manipulieren verschiedener Flüssigkeiten. Zum Beispiel wird man erkennen, dass in einem einzelnen Kanal einer Mikrokanalstruktur mehrfache laminare Strömungen hergestellt werden können, indem verschiedene Flüssigkeiten aus verschiedenen Eingangsöffnungen eingespritzt werden. Dies kann für Untersuchungen biologischer Proben, ihrer Wechselwirkung mit und ihres Ansprechens auf verschiedene(n) chemische(n) Reagenzien, speziell für diagnostische Zwecke, verwendet werden. Man wird erkennen, dass einige der eingespritzten Flüssigkeiten chemische Reagenzien sein können. Einer oder mehrere der Flüssigkeitsströme kann bzw. können biologische Proben wie Zellen, Eiweiße, Medikamentenkandidaten und andere chemische Reagenzien enthalten. Eine derartige Mehrfachströmungsanordnung kann bei der Simulation von menschlichem Blutkreislauf und Immunsystemreaktionen wichtig sein. Das kontrollierte Mischen von Flüssigkeiten ist mit dieser Konfiguration eventuell ebenfalls möglich.
In den 6(a) und 6(b), auf die jetzt Bezug genommen wird, ist ein wieder mit der Bezugsnummer 20 gekennzeichnetes Flüssigkeitsauslassmittel in der Form einer Mikrokanalstrukturbaugruppe 21 dargestellt, in der Teile, die den mit Bezug auf die vorangehenden Zeichnungen beschriebenen ähnlich sind, mit denselben Bezugsnummern gekennzeichnet sind, wobei tiefgesetzte Buchstaben zum Bezeichnen einer Vielzahl von z.B. Flüssigkeitsauslässen 12 von verschiedenen Flüssigkeitsverbindungsbaugruppen (nicht abgebildet) verwendet werden, die jeweils wiederum mit ihrer eigenen Verdrängerpumpe, ebenfalls nicht abgebildet, verbunden sind. 6(a) zeigt eine Ansicht einer Mikrokanalstruktur von oben und 6(b) zeigt den Frontansichtquerschnitt durch den Punkt L-L. In dieser Ausgestaltung fördert, wie aus 6(b) ersichtlich ist, die Mikrokanalstruktur 22 drei verschiedene Flüssigkeiten, die mit den Buchstaben A, B und C und unterschiedlicher Schraffierung gekennzeichnet sind, zur Austrittsöffnung 23. Diese entsprechen Strömungen von den Mikrokanälen 22a, 22b und 22c. Man wird erkennen, dass durch geeignete Eichung der mit den Flüssigkeitsauslässen 12a, 12b und 12c verbundenen Pumpen die Durchflüsse durch die Kanäle 22a, 22b, 22c manipuliert werden können. Die mehrfache laminare Strömung kann daher innerhalb der einen Mikrokanalstruktur 22 aufgebaut werden, indem verschiedene Flüssigkeiten von verschiedenen Verdrängerpumpen und assoziierten Flüssigkeitsverbindungsbaugruppen eingespritzt werden. Dies kann zum Untersuchen biologischer Proben, ihrer Wechselwirkung mit und ihres Ansprechens auf verschiedene(n) chemische(n) Reagenzien verwendet werden. Man wird erkennen, dass dies, wie oben erwähnt, für diagnostische Zwecke besonders geeignet sein könnte, bei denen ein oder mehrere Ströme biologische Proben wie Zellen, Eiweiße und andere chemische Reagenzien enthalten können. Es erübrigt sich zu sagen, dass diese Anordnung zum Prüfen von z.B. der Wirksamkeit verschiedener Arzneimittel verwendet werden könnte.
Man wird erkennen, dass es möglich ist, das Verhältnis, mit dem mehrere verschiedene Flüssigkeiten vermischt werden, und daher die Zusammensetzung des Gemischs zu steuern, da die verschiedenen Verdrängerpumpen die Drücke, mit denen die assoziierten Flüssigkeitsverbindungsbaugruppen die Flüssigkeiten durch ihre Flüssigkeitsauslässe und so in den Einlass der verschiedenen Mikrokanäle fördern, separat steuern können. Es ist bekannt, dass in mikrofluidischen Strukturen, in denen die Strömung im Wesentlichen laminar ist, das Mischen nur durch Diffusion erfolgen kann. Jedwedes Mischen, das in der Mikrokanalstruktur 22 von 6(b) stattfindet, wird deshalb durch Diffusion erfolgen. Man wird daher erkennen, dass je nach der Geschwindigkeit der Flüssigkeiten und der Länge des Kanals 22 das vollständige Mischen der Flüssigkeiten erreicht werden kann, bevor sie die Ausgangsöffnung erreichen.
In Bezug auf 7 ist ein weiteres, ebenfalls von einer Mikrokanalstrukturbaugruppe 21 bereitgestelltes Flüssigkeitsauslassmittel dargestellt, das in jeder Hinsicht außer der, dass die Ausgangsöffnung 23 eine Mischkammer 25 speist, mit der Mikrokanalstrukturbaugruppe 21 von 6 identisch ist.
In 8, auf die jetzt Bezug genommen wird, ist eine Baugruppe illustriert, die zum größten Teil mit der in 1 illustrierten identisch ist, wobei Teile ähnlich denen, die mit Bezug auf die vorangehenden Zeichnungen beschrieben wurden, mit den gleichen Bezugsnummern gekennzeichnet sind. In dieser Ausgestaltung ist der Controller 30 mit einer Videokamera 31 verbunden, die Teil einer optischen Strömungsensorbaugruppe bildet, die von Bezugsnummer 37 gezeigt wird, und ferner eine Mikroskopbaugruppe 35 umfasst, die auch mit einer Erregerquelle 32 verbunden ist. Die Mikroskopbaugruppe 35 und die Videokamera 31 legen eine optische Steuerungsrückkopplung an den Controller 30 an. Der Controller 30, der im Wesentlichen ein rechnergestütztes Rückkopplungssystem ist, kann die Echtzeit-Videodatenerfassung beinhalten. Zum Beispiel können eingespritzte Flüssigkeiten mit verschiedenen Epifluoreszensfarben gefärbt werden und die Grenzen zwischen Strömen können dann durch Fluoreszenzpegelmessungen, Analysieren der Daten für verschiedene Ströme und Steuern der Drücke in den entsprechenden Flüssigkeitsauslässen des Flüssigkeitsauslassmittels in Echtzeit definiert und geregelt werden. Daher kann die präzise Pumpsteuerung erzielt werden, wie gewünscht. Zum Beispiel können die in den 6 und 7 dargestellten Anordnungen so angeordnet sein, dass die Strömung in den abgezweigten Kanälen 22(a), 22(b) und 22(c) genau geregelt werden kann, so dass die laminare Strömung mit mehreren Schichten wie in 6 illustriert hergestellt wird. Man wird erkennen, dass je nach dem ausgeübten Druck und der Strömung die Grenze zwischen den Flüssigkeitsströmen mithilfe der optischen Rückkopplung sehr erfolgreich kontrolliert werden kann.
In 9, auf die jetzt Bezug genommen wird, ist ein alternativer Aufbau eines Flüssigkeitsauslassmittels dargestellt, ebenfalls eine Mikrokanalstrukturbaugruppe 21, und Teile, die denen ähnlich sind, die mit Bezug auf die vorangehenden Zeichnungen beschrieben werden, sind mit den gleichen Bezugsnummern gekennzeichnet. In dieser Ausgestaltung sind die zwei Mikrokanäle 22(a) und 22(b) durch einen Querkanal 26 verbunden. Die mit den Buchstaben A und B gekennzeichneten Ströme der Flüssigkeiten in den zwei separaten Mikrokanälen 22(a) und 22(b) werden von ihren assoziierten Verdrängerpumpen 1(a) und 1(b) und Flüssigkeitsverbindungsbaugruppen 10(a) und 10(b) gesteuert. Idealerweise sind die Flüssigkeiten mit verschiedenen Fluoreszenzfarben gefärbt. Wenn ein ausgeglichener Zustand erreicht ist, gibt es in dem Querkanal 26 keine Strömung und die Flüssigkeit A oder die Flüssigkeit B diffundiert daher langsam durch den Querkanal 26 in den anderen Kanal 22(b) bzw. 22(a). Die zwei Flüssigkeiten A und B werden schematisch durch unterschiedliche Schraffierung dargestellt.
Ein derartiger Aufbau eines Mikrokanals 21 und die Verwendung des Systems gemäß der vorliegenden Erfindung erlauben auch das Einrichten sehr kleiner Reagenziengradienten, was für Untersuchungen von Zellreaktionen und chemischer Anziehung sehr wichtig ist.
In 10, auf die jetzt Bezug genommen wird, ist ein Teil der Leitung 11 dargestellt, die durch den Flüssigkeitsauslass 12 eine Mikrokanalstruktur 22 einer Mikrokanalstrukturbaugruppe 21, die ein Flüssigkeitsauslassmittel 20 bildet, speist.
Man wird erkennen, dass, wenn der Durchmesser der Leitung 11 um einen Faktor n größer als der Durchmesser der Mikrokanalstruktur 22 ist, die Geschwindigkeit in der Leitung 11 dann n² niedriger sein wird als die in der Mikrokanalstruktur 22. Wenn daher zum Beispiel die Geschwindigkeit im Mikrokanal von der Größenordnung von 10 bis 100 Mikrometer/Sekunde sein soll und das Durchmesserverhältnis 10 ist, d.h. n = 10, dann ist die Strömungsgeschwindigkeit am Flüssigkeitsauslass 12 von der Größenordnung von 1000 Nanometer/Sekunde bis 100 Nanometer/Sekunde. In vielen Situationen wird das keine große Bedeutung haben, wenn aber Teilchen in Supension, wie z.B. biologische Zellen, transportiert werden sollen, wobei diese Teilchen in Suspension eine größere Dichte als die der Trägerflüssigkeit haben, dann findet am Boden der Leitung 11 neben dem Flüssigkeitsauslass 12 eine Anhäufung oder Ansammlung dieser Teilchen statt. Diese Teilchenansammlung findet statt, weil die Sinkgeschwindigkeit, die durch Berücksichtigen der auf die Zelle ausgeübten Kräfte, nämlich der Schwerkraft abzüglich der Archimedischen Kraft abzüglich der Stokesschen Widerstandskraft, festgestellt werden kann, die Geschwindigkeit der Fluidbewegung dominiert. Daher erreichen einige Zellen, die sich nahe an der Einlassschlauchwand, d.h. der Leitung 11 in den obigen Ausgestaltungen, befinden, den Boden am Flüssigkeitsauslass 12, bevor sie in den Mikrokanaleingang einströmen. Eine derartige Anhäufung von Zellen am Flüssigkeitsauslass kann eine Verringerung der Zellenkonzentration im Mikrokanal verglichen mit der Anfangskonzentration verursachen. Diese Verringerung könnte bedeutend sein.
In 11, auf die nun Bezug genommen wird, ist ein alternativer Aufbau eines Flüssigkeitsauslassmittels dargestellt, das wieder allgemein mit der Bezugsnummer 20 gezeigt wird und von einer Mikrokanalbaugruppe 21 gebildet wird, in der ein Strömungsausgleichmittel bereitgestellt ist, das allgemein mit der Bezugsnummer 25 gezeigt wird. Dieses wird durch einen zusätzlichen Kompensationskanal 27 am Flüssigkeitsauslass 12 bereitgestellt. Dieser Kompensationskanal 27 ist so angeordnet, dass die Querschnittsfläche des Kompensationskanals 27 und der Mikrokanalstruktur 22 ungefähr gleich der Querschnittsfläche der Leitung 11 ist. Das hat dann eine homogene Strömung zur Folge mit gleicher Geschwindigkeit oder [sic] die Einlassöffnung zum Mikrokanal, d.h. dem Flüssigkeitsauslass 12, und im Mikrokanal. Die zusätzliche Flüssigkeit kann aus dem Mikrokanal abgelassen werden oder umgewälzt werden.
In der in 11 beschriebenen Ausgestaltung wird der Kompensationskanal 27 zwar als Teil der Mikrokanalstrukturbaugruppe 21 illustriert, man wird aber erkennen, dass der Flüssigkeitsauslass so angeordnet werden könnte, dass er selbst eine an den Flüssigkeitsauslass angrenzende Umlaufleitung zum Ausgleichen der Durchflüsse hat.
Die Förderung der Probe zu mikrofluidischen Mikrokanalstrukturen kann eine schwierige Aufgabe sein. Im typischen Fall ist der Durchmesser des Mikrokanals im mikrofluidischen System um eine Größenordnung kleiner oder größer als der Durchmesser der Einlassöffnung und des die Probe fördernden Schlauchs. Um die optische Beobachtung biologischer Proben zuzulassen, sollte die lineare Geschwindigkeit der Flüssigkeit im Inneren des Kanals relativ klein sein, im Bereich von Mikrometer/Sekunde.
In 12, auf die nun Bezug genommen wird, kann in dem Fall, in dem eine breitere Mikrokanalstruktur 22 mit einem schmäleren Mikrokanal 28 verbunden ist, im Wesentlichen das gleiche Verfahren verwendet werden, was zur Folge haben wird, dass die Zellenkonzentration im schmalen Kanal kleiner sein wird als die Anfangszellenkonzentration in den breiteren Kanälen. Dies erfolgt wieder aufgrund der Anhäufung von Zellen um den Eingang vom breiteren Kanal 22 in den schmalen Kanal 28 oder durch Ablagerung entlang dem Kanal 22. Das kann durch die Verwendung eines weiteren Kompensationskanals 29 überwunden werden, so dass die Gesamtquerschnittsfläche des Kompensationskanals 29 und des schmalen Kanals 28 grob der Querschnittsfläche der breiteren Mikrokanalstruktur 22 gleicht.
Idealerweise ist die Pumpe eine Spritzenpumpe und das für jeden Schritt der Spritzenpumpe geförderte Volumen liegt meist in der Größenordnung von 0,1 μl. Es ist auch vorgesehen, dass zwei Spritzenpumpen verwendet werden und die eine Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe speisen können. In diesem Fall könnten, wenn das von wenigstens einer der Pumpen für einen Schritt dieser Pumpe ausgegebene Volumen beträchtlich kleiner ist als das der anderen Pumpe, dann gleichzeitig sowohl große dynamische Bereiche der Durchflüsse als auch eine hohe Genauigkeit der Strömungsregelung erzielt werden.
Wenn eine der Pumpen eine beträchtlich höhere Pumpleistung hat als die andere Pumpe, dann kann diese andere Pumpe z.B. eine elektrokinetische Pumpe wie eine elektroosmotische Pumpe oder eine elektrohydrodynamische Pumpe sein.
In der Patentbeschreibung werden die Begriffe „umfassen, umfasst, umfasste und umfassend" oder Variationen hiervon und die Begriffe „aufweisen, aufweist, aufgewiesen und aufweisend" oder Variationen hiervon als uneingeschränkt miteinander austauschbar betrachtet und sind jeweils im weitestmöglichen Sinne auszulegen.
Die Erfindung ist nicht auf die im Vorangehenden beschriebenen Ausgestaltungen begrenzt, sondern kann sowohl im Aufbau als auch im Detail variiert werden.

Claims

Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe (10) zum Bereitstellen einer gleichmäßigen Flüssigkeitsausgabeförderleistung unter 10 μl/Minute durch ein Flüssigkeitsauslassmittel (20) von einer Pumpenbaugruppe, die wenigstens eine Verdrängerpumpe (1) umfasst, die eine Sofortschrittpumpenleistung hat, die relativ beträchtlich größer als die Förderleistung durch das Flüssigkeitsauslassmittel (20) ist, wobei die Verbindungsbaugruppe (10) einen Körper (11) mit einem hohlen Inneren für den Transfer von Flüssigkeit zwischen einem Flüssigkeitseinlass (6) zur Verbindungsbaugruppe (10) und/oder einem Flüssigkeitsauslass (12) von der Verbindungsbaugruppe (10) zum Flüssigkeitsauslassmittel (20) umfasst, dadurch gekennzeichnet, dass der Körper (11) einen Widerstand gegen Durchfluss durch ihn hat, der beträchtlich kleiner ist als durch das Flüssigkeitsauslassmittel (20), und der Körper ein Druckstabilisierungsmittel (13) hat, das von einem damit verbundenen durch Druck zusammendrückbaren Mittel (15) gebildet wird, um den Druckstoß der Flüssigkeit im Körper (11) bei Flüssigkeit mit einem erhöhten Druck, die von der Pumpe (1) zum Flüssigkeitseinlass (6) gefördert wird, zu verringern und so einen im Wesentlichen gleichmäßigen Flüssigkeitsdruck am Flüssigkeitsauslass (12) zu erzeugen, um den gewünschten Flüssigkeitsförderdurchfluss durch das Flüssigkeitsauslassmittel (20) bereitzustellen und den Druckabfall an der Flüssigkeit, während sie innerhalb des Körpers (11) fällt, beim Fördern von Flüssigkeit durch den Flüssigkeitsauslass (12) zu verringern.
Verbindungsbaugruppe (10) nach Anspruch 1, bei der das Druckstabilisierungsmittel (15) eine Gasblase (15) umfasst.
Verbindungsbaugruppe (10) nach Anspruch 2, bei der das Volumen der Gasblase (15) ein Mehrfaches des Volumens von in einem Schritt der Pumpe (1) ausgegebener Flüssigkeit ist.
Verbindungsbaugruppe (10) nach Anspruch 2 oder 3, bei der das zusammendrückbare Mittel (15) mehr als eine Gasblase (15) umfasst und das Gesamtvolumen der Blasen (15) ein Mehrfaches des Volumens von in einem Schritt der Pumpe (1) ausgegebener Flüssigkeit ist.
Verbindungsbaugruppe (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei der das zusammendrückbare Mittel (15) eine elastische Membran umfasst, die Teil des Körpers (11) bildet.
Verbindungsbaugruppe (10) nach Anspruch 5, bei der der Körper einen ausdehnbaren Schlauch umfasst, der das Ausdehnungsmittel bildet.
Verbindungsbaugruppe (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei der das Flüssigkeitsauslassmittel (20) eine längliche Mikrokanalstrukturbaugruppe (21) umfasst und der Flüssigkeitsdruck in der Verbindungsbaugruppe (10) derart ist, dass er den notwendigen Flüssigkeitsdruckgradienten zwischen wenigstens einer Eingangsöffnung (12), die vom proximalen Ende der Mikrokanalstruktur gebildet wird zum Verbinden mit dem Flüssigkeitsauslass (12), und wenigstens eine Ausgangsöffnung (23) erzeugt, die vom distalen Ende der Mikrokanalstrukturbaugruppe (21) gebildet wird.
Verbindungsbaugruppe (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei der ein Steuermittel (30) bereitgestellt ist und mit einem Strömungsbedingungssensormittel für das Flüssigkeitsauslassmittel (20) verbunden ist, um zu veranlassen, dass die Pumpe (1) betrieben wird, um den gewünschten Durchfluss durch das Flüssigkeitsauslassmittel zu erzeugen.
Verbindungsbaugruppe (10) nach Anspruch 8, bei der das Strömungsbedingungssensormittel ein mit dem Körper (1) verbundener Drucksensor (16) ist.
Verbindungsbaugruppe (10) nach Anspruch 8, bei der das Strömungsbedingungssensormittel eine optische Strömungssensorbaugruppe (37) ist.
Verbindungsbaugruppe (10) nach Anspruch 10, bei der die optische Strömungssensorbaugruppe (37) eine Videokamera (31) und eine Mikroskopbaugruppe (35) umfasst.
Flüssigkeitsfördereinheit, die wenigstens eine Verdrängerpumpe und die Flüssigkeitsauslassbaugruppe (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche umfasst.
Flüssigkeitsfördereinheit nach Anspruch 12, in der die Pumpe eine Spritzenpumpe ist.
Pumpenbaugruppe für eine Flüssigkeitsfördereinheit nach Anspruch 13, bei der das für jeden Schritt der Spritzenpumpe gepumpte Volumen größer als 0,01 μl ist.
Flüssigkeitsfördereinheit nach Anspruch 13 oder 14, bei der das für jeden Schritt der Spritzenpumpe gepumpte Volumen in der Größenordnung von 0,2 μl ist.
Flüssigkeitsfördereinheit nach einem der Ansprüche 13 bis 15, die wenigstens zwei Spritzenpumpen umfasst, die die eine Flüssigkeitsauslassverbindungsbaugruppe speisen.
Flüssigkeitsfördereinheit nach Anspruch 16, bei der das von wenigstens einer der Pumpen für einen Schritt dieser Pumpe ausgegebene Volumen beträchtlich kleiner ist als das der anderen Pumpen.
Flüssigkeitsfördereinheit nach einem der Ansprüche 12 bis 17, bei der wenigstens eine zusätzliche elektrokinetische Pumpe bereitgestellt ist.
Flüssigkeitsfördereinheit nach Anspruch 18, bei der die elektrokinetische Pumpe eine elektroosmotische Pumpe ist.
Flüssigkeitsfördereinheit nach Anspruch 18, bei der die elektrokinetische Pumpe eine elektrohydrodynamische Pumpe ist.
Mikrokanalstrukturbaugruppe (21) für den geregelten Durchfluss von kleinen Flüssigkeitsvolumen, die Folgendes umfasst: eine längliche umschlossene Mikrokanalstruktur (22), die eine Innenbohrung mit einer Querschnittsfläche von weniger als 1000 μm² hat, und eine Flüssigkeitsfördereinheit nach einem der Ansprüche 12 bis 21, bei der die Verdrängerpumpe in einer Reihe von Schritten arbeitet, wobei jeder Schrittvorgang der Pumpe ein Volumen in der Größenordnung von 0,01 μl ausgibt.
Mikrokanalstrukturbaugruppe (21) nach Anspruch 21, bei der ein Strömungsausgleichmittel (25) am Flüssigkeitsauslass (12) der Flüssigkeitsverbindungsbaugruppe (10) bereitgestellt ist, wodurch der Durchfluss in der Flüssigkeitsverbindungsbaugruppe (10) und der Durchfluss in der Mikrokanalstruktur (22) im Wesentlichen gleich sind.
Mikrokanalstrukturbaugruppe nach Anspruch 22, bei der das Strömungsausgleichmittel (25) ein Kompensationskanal (27) ist, dessen innere Querschnittsfläche und die der Mikrokanalstruktur (22) gleich der Querschnittsfläche des Inneren des Körpers (11) ist.
Mikrokanalstrukturbaugruppe nach Anspruch 23, bei der der Kompensationskanal (27) ein Rückführungskanal ist, der Flüssigkeit zur Verbindungsbaugruppe (10) zurückführt.