DE102020210536A1

DE102020210536A1 - Mikrofluidische Vorrichtung

Info

Publication number: DE102020210536A1
Application number: DE102020210536.7A
Authority: DE
Inventors: Franz Laermer; Stefanie Fischer; Hannah Bott; Tanja Maucher
Original assignee: Robert Bosch GmbH
Current assignee: Robert Bosch GmbH
Priority date: 2020-08-19
Filing date: 2020-08-19
Publication date: 2022-02-24
Also published as: WO2022037912A1

Abstract

Die Erfindung betrifft eine mikrofluidische Vorrichtung zur Untersuchung einer flüssigen oder dispersen Probe. Sie weist ein Kanalsystem und eine Pumpe, die im Kanalsystem angeordnet ist, sowie eine Druckausgleichskammer (1), die an einem ersten Kanal (11) angeordnet ist, auf. Die Druckausgleichskammer (1) weist eine undurchlässige, flexible Dehnmembran (10) auf, die innerhalb der Druckausgleichskammer (1) derart angeordnet ist, dass sie sich bei Druckbeaufschlagung in die Druckausgleichskammer (1) ausdehnt.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine mikrofluidische Vorrichtung zur Untersuchung einer flüssigen oder dispersen Probe, bei der eine Druckausgleichskammer vorgesehen ist. Außerdem betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Filterung einer dispersen Probe in einer mikrofluidischen Vorrichtung.
Stand der Technik
Für verschiedene Anwendungsbereiche kommen mikrofluidische Vorrichtungen, wie beispielsweise Mikrofluidikchips, zum Einsatz. Derartige, in der Regel aus Kunststoff ausgebildete, fluidische Vorrichtungen können beispielsweise für analytische, präparative oder diagnostische Anwendungen in der Medizin eingesetzt werden. Die mikrofluidischen Vorrichtungen können beispielsweise in Form eines sogenannten Lab-on-Chip-Systems verwendet werden, wobei die Funktionalitäten eines Labors gewissermaßen im Scheckkartenformat zusammengefasst werden. In der Regel bestehen derartige mikrofluidische Vorrichtungen aus strukturierten Kunststoffträgerplatten, die ein Kanalsystem, verschiedene erforderliche Reaktionskammern und andere funktionale Elemente, wie z. B. Pumpen, integrieren. Es wird hierbei zwischen einem Fluidiklayer und einem Pneumatiklayer unterschieden. Weiterhin kann eine Zwischenplatte oder gegebenenfalls mehrere Zwischenplatten vorgesehen sein. In der Regel ist weiterhin eine Abdeckplatte vorgesehen, um die mikrofluidische Vorrichtung abzudichten. Auf diese Weise können verschiedene Analysebauteile, Pumpen, Wärmequellen, Sensoren und anderes integriert werden, um komplexe biochemische Vorgänge oder Ähnliches in der fluidischen Vorrichtung ablaufen zu lassen. Derartige Systeme eignen sich in besonderer Weise für automatisierte Anwendungen, sodass sie beispielsweise für eine zeitnahe Diagnostik in Arztpraxen oder Krankenhäusern eingesetzt werden können.
Die mikrofluidische Vorrichtung kann dazu verwendet werden, um Blut zu untersuchen. Typischerweise ist es hierbei vorgesehen, das flüssige Blutplasma von den festen zellulären Bestandteilen abzutrennen. Hierfür wird ein Filter verwendet, der in einer Reaktionskammer zwischen zwei Kanälen angeordnet ist. Das Blut wird von einer Pumpe durch die mikrofluidische Vorrichtungen gepumpt und dann durch den Filter geleitet. Der Filter hält die zellulären Bestandteile des Bluts zurück und lässt das Blutplasma passieren. Entsprechend schnell verstopfen die zellulären Bestandteile den Filter und das weitere Filtern wird erschwert oder unmöglich. Es sind zwar Möglichkeiten bekannt, die Filterung dennoch durchzuführen, beispielsweise, indem ein hoher Druck in der Größenordnung von 1 bar - 10 bar verwendet wird oder indem eine Zentrifuge mit hoher Drehzahl bzw. hoher Beschleunigung verwendet wird, um das Blutplasma durch den Filter zu pressen. Dies führt allerdings oftmals zu Beschädigungen der zellulären Bestandteile, die dann in das Blutplasma übergehen, dieses kontaminieren und dort die Messung verfälschen können.
Offenbarung der Erfindung
Es wird eine mikrofluidische Vorrichtung zur Untersuchung einer flüssigen oder dispersen Probe vorgeschlagen. Die disperse Probe ist beispielsweise eine Suspension und insbesondere Blut. Die mikrofluidische Vorrichtung weist ein Kanalsystem und eine im Kanalsystem angeordnete Pumpe auf. Die Pumpe fördert die Probe durch das Kanalsystem.
Im Kanalsystem ist eine Druckausgleichskammer vorgesehen, die an einem ersten Kanal des Kanalsystems angeordnet ist. Der erste Kanal ist beispielsweise im Fluidiklayer ausgebildet und die Druckausgleichskammer kann sich auch in den Pneumatiklayer erstrecken. Die Druckausgleichskammer weist eine für die Probe undurchlässige und flexible Dehnmembran auf. Die Dehnmembran ist vorzugsweise zwischen dem Fluidiklayer und dem Pneumatiklayer ausgebildet. Wenn ein Fluid unter Druck durch den ersten Kanal gepumpt wird, dehnt sich die Dehnmembran aus. Dabei ist die Dehnmembran so innerhalb der Druckausgleichskammer angeordnet, dass sie sich bei Druckbeaufschlagung vom ersten Kanal weg in die Druckausgleichskammer hinein ausdehnt. Ein Überdruck im ersten Kanal führt zu einer Auslenkung der undurchlässigen und flexiblen Dehnmembran, wodurch der Überdruck ausgeglichen wird.
Typischerweise liegen die Systemdrücke für die Pumpe und für Ventile in der mikrofluidischen Vorrichtung zwischen 0,15 MPa Überdruck bei geschlossenen Ventilen und ausgedrückter Pumpenkammer und 0,07 MPa Unterdruck bei geöffneten Ventilen und maximal ausgedehnter Pumpenkammer. Die Pumpe und die Ventile arbeiten dabei diskontinuierlich und geben Pumpenstöße mit Flüssigkeitsteilvolumina oder Flüssigkeitsvolumenstöße ab, wodurch sie Über- oder Unterdruckspitzen in das Fluid übertragen. Bei Anwendungen der mikrofluidischen Vorrichtung werden oftmals auch geringere Drücke benötigt. Hierfür kann die obengenannte Druckausgleichskammer zum Einsatz kommen. Durch die Auslenkung der Dehnmembran lassen sich sehr kleine Drücke im Bereich von 0,5 bis 10 hPa kontrolliert einstellen, wobei die Menge des beförderten Fluids pro Zeiteinheit konstant bleibt, und Druckpulse, die durch die Pumpe verursacht werden, abgefangen werden können.
Vorzugsweise ist die Dehnmembran nicht vorgespannt, d.h. ohne Druckbeaufschlagung nahezu stressfrei. Die Dicke der Dehnmembran liegt vorzugsweise im Bereich von 10^-4 m. Somit ist die Biegesteifigkeit der Dehnmembran vernachlässigbar klein. Der Zusammenhang zwischen dem Druck (p) im ersten Kanal der Druckausgleichskammer und der Auslenkung (Δz) der Dehnmembran folgt einem kubischen Druck-Weg-Gesetz gemäß Formel 1: $p ~ {(Δ z)}^{3}$
Bei einer mikrofluidischen Vorrichtung sind die Kammern aufgrund des Aufbaus typischerweise flach ausgebildet. Dies gilt auch für die oben beschriebene Druckausgleichskammer. Die lateralen Dimensionen (senkrecht zur Auslenkung der Dehnmembran) der Druckausgleichskammer sind demnach deutlich größer als die vertikale Dimension (in Richtung der Auslenkung der Dehnmembran z). Für die Volumenänderung (ΔV) der Druckausgleichskammer bei Auslenkung der Dehnmembran kann also folgender Zusammenhang gemäß Formal 2 angenommen werden, wobei A die Grundfläche beschreibt: $Δ V = A \cdot Δ z$
Durch Kombination der Formeln 1 und 2 erhält man die für die Druckausgleichskammer geltende kubische Abhängigkeit des Drucks p von der Volumenänderung ΔV, wie in Formel 3 ausgedrückt: $p ~ {(Δ V)}^{3}$
Vorzugsweise ist ein zweiter Kanal insbesondere im Pneumatiklayer vorgesehen, der einen Bereich der Druckausgleichskammer, der durch die Dehnmembran vom ersten Kanal abgetrennt ist und in den sich die Dehnmembran hinein ausdehnen kann, mit der Umgebung verbindet. Dadurch herrscht in diesem Bereich stets der Umgebungsdruck.
Zusätzlich zur Druckausgleichskammer kann eine Filterkammer in der mikrofluidischen Vorrichtung vorgesehen sein. Die Filterkammer verbindet einen dritten Kanal und einen vierten Kanal miteinander. Der dritte Kanal ist beispielsweise im Fluidiklayer ausgebildet und führt die Probe und der vierte Kanal ist im Pneumatiklayer ausgebildet. Die Filterkammer weist eine für die flüssigen Bestandteile der Probe durchlässige Filtermembran auf, die innerhalb der Filterkammer zwischen den beiden Kanälen angeordnet ist. Die Filtermembran ist dazu eingerichtet, eine disperse Probe, insbesondere eine Suspension zu filtern, sodass die flüssigen Bestandteile als Filtrat die Filtermembran passieren können, wohingegen die festen Bestandteile als Filterrückstand auf oder in der Filtermembran zurückgehalten werden. Die disperse Probe wird aufgrund einer Druckdifferenz auf den beiden Seiten der Filtermembran durch die Filtermembran gepresst. Hierfür weist die Filtermembran vorteilhafterweise Poren (Öffnungen) auf, deren Durchmesser so gewählt wird, dass er kleiner als der Durchmesser der festen Bestandteile der Probe ist, aber groß genug ist, damit die flüssigen Bestandteile passieren können. Als Beispiel haben die Poren einen Durchmesser im Bereich von 1 µm bis 3 µm. Insbesondere ist die Filtermembran eingerichtet, Blut zu filtern und dabei Blutplasma als Filtrat passieren zu lassen und die zellulären Bestandteile auf der Filtermembran zurückzuhalten. Die Filterrückstände werden dann über den dritten Kanal abgeführt und das Blutplasma wird durch den vierten Kanal abgeführt. Der vierte Kanal im Pneumatiklayer ist bevorzugt mit einer weiteren Reaktionskammer zur Untersuchung des flüssigen Bestandteils der Probe verbunden. Insbesondere wird der vierte Kanal hierfür in den Fluidiklayer geführt.
Einer der beiden Kanäle der Filterkammer ist mit der Druckausgleichskammer, genauer mit dem ersten Kanal der Druckausgleichskammer verbunden. Für einen ersten Fall, bei dem der dritte Kanal mit dem ersten Kanal verbunden ist, reduziert die Druckausgleichskammer, wie oben beschrieben, den von der Pumpe erzeugten Druck auf einen kleinen Überdruck, vorzugsweise im Bereich von 0,5 bis 10 hPa. Wie oben beschrieben, können die Druckstöße in der Filterkammer eliminiert werden, indem die elastische Membran in das Druckausgleichsvolumen hinein ausgelenkt wird. Dadurch wird der Probenfluss von den Pumpstößen befreit („geglättet“). Dabei wird die Strömungsgeschwindigkeit der Probe durch die Kanäle im Zeitmittel beibehalten. Die Druckausgleichskammer kann über das Kanalsystem der mikrofluidischen Vorrichtung mit der Filterkammer verbunden und stromaufwärts oder stromabwärts der Filterkammer angeordnet sein oder direkt mit der Filterkammer verbunden sein. Es kann auch vorgesehen sein, mehrere Druckausgleichskammern an den obengenannten Positionen zu verwenden und diese zu kombinieren. Durch die zusätzlichen Druckausgleichskammern kann ein „glatterer“ zeitlicher Druck- bzw. Strömungsverlauf in der Probe erreicht werden.
Für einen zweiten Fall, bei dem der vierte Kanal mit dem ersten Kanal verbunden ist, reduziert die Druckausgleichskammer, wie oben beschrieben, den von der Pumpe erzeugten (Unter-)Druck auf einen kleinen Unterdruck, vorzugsweise im Bereich von -0,5 bis -10 hPa. Wie oben beschrieben, können die Druckstöße in der Filterkammer eliminiert werden, indem die elastische Membran in das Druckausgleichsvolumen hinein ausgelenkt wird. Dadurch wird die Probe von den Pumpstößen befreit („geglättet“). Dabei wird die Strömungsgeschwindigkeit der Probe durch die Kanäle ebenfalls beibehalten. Die Druckausgleichskammer kann über das Kanalsystem der mikrofluidischen Vorrichtung mit der Filterkammer verbunden und stromabwärts oder stromaufwärts der Filterkammer angeordnet sein oder direkt mit der Filterkammer verbunden sein. Es kann auch vorgesehen sein, mehrere Druckausgleichskammern an den obengenannten Positionen zu verwenden und diese zu kombinieren. In beiden Fällen ist die geringe Druckdifferenz ausreichend, um die disperse Probe durch die Filtermembran zu filtern ohne diese zu verstopfen.
Mittels der geringen Druckdifferenz zwischen beiden Seiten der Filtermembran ist es möglich die Probe zu filtrieren, ohne die festen Bestandteile zu zerstören. Insbesondere bei der Untersuchung von Blut ist dies von Vorteil, da die zurückgehaltenen zellulären Bestandteile intakt bleiben sollen, denn die zerstörten zellulären Bestandteile könnten die Filtermembran durchdringen, in das filtrierte Blutplasma übergehen und dieses kontaminieren, sodass nachfolgende Messungen verfälscht oder unmöglich wären. Durch die Kombination der oben beschriebenen Druckkammer und der Filterkammer kann die von der Pumpe eingestellte Strömungsgeschwindigkeit der Probe im dritten Kanal, durch den die zellulären Bestandteile abgeführt werden, beibehalten werden.
Wie bereits beschrieben, wird die Probe aufgrund der Druckdifferenz zwischen den beiden Seiten der Filtermembran durch die Filtermembran gepresst und die festen Bestandteile bleiben als Filterrückstand auf der Filtermembran zurück. Dabei gilt, je größer die Druckdifferenz desto stärker haften die festen Bestandteile an bzw. in den Poren der Filtermembran. Wenn die Strömungsgeschwindigkeit hoch genug ist - oder die Druckdifferenz entsprechend gering - werden die festen Bestandteile abgeschert und lösen sich von der Filtermembran. Hierfür liegt die Strömungsgeschwindigkeit beispielsweise in einem Bereich von 1 cm/s bis 100 cm/s. Die oben beschriebene Druckausgleichskammer in Kombination mit der damit verbundenen Filterkammer bewirkt eine geringe Druckdifferenz zwischen den beiden Seiten der Filtermembran sowie eine hohe Strömungsgeschwindigkeit im dritten Kanal über die Oberfläche der Filtermembran, wodurch ein Verstopfen der Filtermembran verzögert oder sogar verhindert wird. Dadurch wird ein deutlich größerer Filtrationswirkungsgrad der mikrofluidischen Vorrichtung erreicht. Aus 1 ml Vollblut kann dabei ca. 0,5 ml Blutplasma gewonnen werden. Herkömmliche Vorrichtungen erreichen im Vergleich oft nur eine Ausbeute von 100 µl Blutplasma aus 1 ml Vollblut, bevor die Filtermembran verstopft ist.
Vorzugsweise weist die Filterkammer eine Schrägstellung zur Horizontalen auf. Insbesondere liegt die Schrägstellung bei 20° bis 45°, insbesondere bei 30° zur Horizontalen. Die Probe wird mittels der Pumpe so durch das Kanalsystem geführt, dass die Strömungsrichtung der Probe durch die Filterkammer entlang der Schrägstellung entgegen der Schwerkraft verläuft. Auf diese Weise werden Luftblasen über der Oberfläche der Filtermembran und in der Druckausgleichskammer vermieden. Dadurch werden die Filtermembran und die Druckausgleichskammer gleichmäßig mit der Probe befüllt. Dies ist insbesondere beim Analysieren der Probe beispielsweise in einem Vivalytic®-Analysator vorteilhaft.
Zur Steuerung der Strömung durch das Kanalsystem der mikrofluidischen Vorrichtung sind ein Einlassventil stromaufwärts der Druckausgleichskammer oder der Filterkammer und ein Auslassventil stromabwärts der Druckausgleichskammer oder der Filterkammer im Kanalsystem angeordnet.
Vorzugsweise bilden der erste Kanal der Druckausgleichskammer, der dritte Kanal der Filterkammer, die Pumpe und Teile des Kanalsystems der mikrofluidischen Vorrichtung zumindest vorübergehend jeweils einen geschlossenen Kreislauf. Mit Ausnahme des Filtrats können somit keine Bestandteile der Probe zumindest während der Analyse den geschlossenen Kreislauf verlassen. Zudem können ein Einlass und gegebenenfalls ein Auslass vorgesehen sein, über den die Probe in den geschlossenen Kreislauf eingeleitet oder gegebenenfalls entfernt wird.
Darüber hinaus wird ein Verfahren zur Filterung einer dispersen Probe in einer mikrofluidischen Vorrichtung vorgeschlagen. Die disperse Probe ist beispielsweise eine Suspension und insbesondere Blut. Die mikrofluidische Vorrichtung weist eine Pumpe, eine Druckausgleichskammer, eine Filterkammer, ein Einlassventil stromaufwärts der Druckausgleichskammer oder der Filterkammer und ein Auslassventil stromabwärts der Druckausgleichskammer oder der Filterkammer auf. Er wird hierzu auf vorstehende Beschreibung verwiesen.
Zu Beginn wird das Kanalsystem der mikrofluidischen Vorrichtung bei geöffneten Ventilen druckfrei mit der zu filternden Probe befüllt. Ist das Kanalsystem befüllt, wird das Auslassventil geschlossen. Dann wird bei geschlossenem Auslassventil und geöffnetem Einlassventil ein oder mehrere zusätzliche Pumpenhübe der Pumpe ausgeführt und dabei eine zusätzliche Menge der Probe in das Kanalsystem eingeleitet und dadurch ein geringer Überdruck kontrolliert eingestellt. Es kann entweder ein Pumpenhub oder auch mehrere kleine Pumpenhübe ausgeführt werden, um die zusätzliche Menge der Probe einzuführen und den gewünschten geringen Überdruck einzustellen. Anschließend wird das Einlassventil geschlossen.
Nachdem über den zusätzlichen Pumpenhub bzw. die zusätzlichen Pumpenhübe ein kleiner Überdruck in das Kanalsystem eingebracht wurde, wird die Probe durch die Druckausgleichskammer und durch die Filterkammer gepumpt. Bei einem bevorzugt ausgestalteten geschlossenen, ringförmigen Kanalsystem wird die Probe „im Kreis“ durch das Kanalsystem gepumpt. Hierbei werden weitere Pumpenhübe ausgeführt und die Ventile in Abhängigkeit davon geöffnet, sodass der Überdruck des zusätzlichen Pumpenhubs zumindest im Zeitmittel im Kanalsystem verbleibt. Der Überdruck ist aufgrund des einen oder der mehreren zusätzlichen anfänglichen Pumpenhübe im Kanalsystem konserviert vorhanden. Durch die Druckausgleichskammer werden die relativ hohen Druckpulse nun, wie oben beschrieben, abgemildert und zu einem kontinuierlichen geringen Überdruck umgewandelt. Dadurch wird im Zeitmittel eine stetig geringe Druckdifferenz in der Filterkammer bei gleichzeitig hoher Strömungsgeschwindigkeit erreicht.
Vorzugsweise werden die weiteren Pumpenhübe synchron zum Öffnen der Ventile ausgeführt, sodass die Probe einfach durch das Kanalsystem gepumpt wird. Dies ist besonders bei einem geschlossenen Kreislauf von Vorteil.
Alternativ kann vorgesehen sein, dass während die Pumpe ansaugt, das Einlassventil des Kanalsystems geschlossen ist und das Auslassventil des Kanalsystems geöffnet ist, und während die Pumpe ausdrückt, das Einlassventil geöffnet ist und das Auslassventil geschlossen ist. Dadurch wird beim Pumpen jeweils ein Pumpenhub aus dem Kanalsystem entnommen und über die Pumpe dem Kanalsystem auf der anderen Seite wieder zugeführt. Damit werden das Einlassventil und das Auslassventil des Kanalsystems zu einem Teil der Pumpfunktion und es kann auf weitere Pumpventile verzichtet werden. Dies ist besonders bei einem geschlossenen Kreislauf von Vorteil.
Nach einer vordefinierten Anzahl von Pumpenhüben wird vorzugweise erneut eine Menge der Probe unter Überdruck in das Kanalsystem eingeleitet, um die durch das Filtern entnommenen Menge der Probe - also die Menge des Filtrats - auszugleichen. Hierfür wird das Auslassventil geschlossen. Dann wird bei geschlossenem Auslassventil und geöffnetem Einlassventil erneut ein zusätzlicher Pumpenhub der Pumpe ausgeführt und dabei eine zusätzliche Menge der Probe unter Druck in das Kanalsystem eingeleitet. Auch hier können alternativ mehrere kleine Pumpenhübe ausgeführt werden. Anschließend wird das Einlassventil geschlossen.
Zusätzlich oder alternativ kann ein Strömungswiderstand stromabwärts der Filterkammer oder Druckausgleichskammer angeordnet sein. Nun kann gegen den Strömungswiderstand gepumpt werden, ohne ein Auslassventil schließen zu müssen. In diesem Fall baut sich in Abhängigkeit der mittleren Strömungsgeschwindigkeit am Strömungswiderstand ein Staudruck auf. Pumpenbedingte Pulsationen dieses Staudrucks werden wiederrum durch die Druckausgleichskammer abgemildert und zu einem kontinuierlichen geringeren Überdruck umgewandelt. Somit wird der Strömungsfluss der Probe von Pumpstößen befreit („geglättet“). Die Einstellung des Überdrucks kann über die Zahl der von der Pumpe ausgeführten Pumpenhübe pro Zeiteinheit (bspw. Pumpenhübe pro Sekunde) in Relation zum Strömungswiderstand eingestellt werden.
Figurenliste
Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den Zeichnungen dargestellt und in der nachfolgenden Beschreibung näher erläutert.

1 zeigt in einer Explosionsansicht den schichtartigen Aufbau eines Lab-on-Chip.
2 zeigt eine Seitenansicht einer Druckausgleichskammer gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
3 zeigt eine Seitenansicht einer Filterkammer gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
4 zeigt eine schematische Darstellung des Lab-on-Chips gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung.
5 zeigt eine schematische Darstellung des Lab-on-Chips gemäß einer zweiten Ausführungsform der Erfindung.
6 zeigt eine schematische Darstellung des Lab-on-Chips gemäß einer dritten Ausführungsform der Erfindung.
7 zeigt ein Ablaufdiagramm gemäß einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens.
8 zeigt eine schematische Seitenansicht des Lab-on-Chips in einem Analysator.

Ausführungsbeispiele der Erfindung
Die nachfolgenden Ausführungsbeispiele beziehen sich auf eine mikrofluidische Vorrichtung, die als Lab-on-Chip LOC zur Untersuchung von Blut und zur Filterung von Blutplasma aus dem Blut vorgesehen ist. Es können jedoch auch andere disperse Proben, insbesondere in Form einer Suspension, mittels der mikrofluidischen Vorrichtung untersucht werden.
1 zeigt eine Explosionsansicht der einzelnen Schichten eines Lab-on-Chip LOC. Das Lab-on-Chip LOC weist zwei strukturierte Kunststoffplatten auf, die als Fluidiklayer FL und als Pneumatiklayer PL bezeichnet werden. Zwischen dem Fluidiklayer FL und dem Pneumatiklayer PL ist hier eine Membran-Zwischenschicht ML aus thermoplastischem Polyurethan angeordnet. Das Lab-on-Chip LOC weist zudem verschiedene Komponenten auf, die in die den Fluidiklayer FL und in den Pneumatiklayer PL integriert sind, von denen in 1 exemplarisch nur die Reaktionskammern RK gezeigt sind. Des Weiteren ist ein Kanalsystem KS vorgesehen, das die Komponenten bzw. die Reaktionskammern RK verbindet. Das Kanalsystem KS ist im Fluidiklayer FL, im Pneumatiklayer PL und gegebenenfalls in der Membran-Zwischenschicht ML ausgebildet. In 1 ist das Kanalsystem KS aufgrund der Explosionsansicht nur als Öffnungen bzw.
Aussparungen in den einzelnen Schichten zu erkennen. Die Komponenten, die Reaktionskammern RK und die Verbindung über das Kanalsystem KS sind für den jeweiligen Zweck des Lab-on-Chip LOC ausgebildet. Die Probe wird typischerweise vor allem im Kanalsystem KS des Fluidiklayers FL geführt. Der Pneumatiklayer PL ist nach unten hin durch eine Dichtschicht DF abgedichtet, wobei die Dichtschicht DF an Verbindungsstellen zur Umgebung Öffnungen des Kanalsystems KS aufweist. Nach oben hin ist das Kanalsystem des Fluidiklayers FL durch den Kunststoff des Fluidiklayers abgeschlossen. In 1 ist zudem noch eine Abdeckplatte AP dargestellt. Die einzelnen Schichten werden verbunden und stellen ein abgeschlossenes System dar, sodass eine Kartusche gebildet wird, die in der Praxis handlich eingesetzt werden kann. In den folgenden Figuren werden die Abdeckplatte AP und die Dichtschicht DF aus Gründen der Übersicht nicht darstellt.
2 zeigt eine Seitenansicht einer Druckausgleichskammer 1 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung, die in einem Lab-on-Chip LOC ausgebildet ist. Im Fluidiklayer FL ist ein erster Kanal 11 ausgebildet, der das Blut (die Probe) führt. Am ersten Kanal 11 ist die Druckausgleichskammer 1 angeordnet, die sich in den Pneumatiklayer PL erstreckt. Die Druckausgleichskammer 1 stellt in der Richtung senkrecht zur Bildebene eine Verbreiterung des ersten Kanals 11 dar, wie in den 4 bis 6 dargestellt. Dadurch ergibt sich eine größere Fläche und somit ein größeres Volumen der Druckausgleichskammer 1. Die Membran-Zwischenschicht ML verläuft entlang des ersten Kanals 11 durch die Druckausgleichskammer 1 und ist zumindest im Bereich der Druckausgleichskammer 1 als flexible und für das Blut undurchlässige Dehnmembran 10 ausgebildet. Die Dehnmembran 10 trennt die Druckausgleichskammer 1 in einen Bereich der direkt mit dem ersten Kanal 11 verbunden ist und in eine Ausnehmung 12, die vom ersten Kanal 11 durch die Dehnmembran 10 getrennt ist. Die Ausnehmung 12 ist über einen zweiten Kanal 12 im Pneumatiklayer PL mit der Umgebung verbunden, wodurch in der Ausnehmung 12 immer Umgebungsdruck herrscht. In 2 ist die Dehnmembran 10 in zwei Zuständen dargestellt. Im entspannten Zustand ist kein Blut im ersten Kanal 11 vorhanden oder das Blut weist Normaldruck auf und es liegt eine entspannte Dehnmembran 10a vor, die nicht vorgespannt ist. Wenn Blut mit Überdruck im ersten Kanal 11 vorhanden ist wird die Dehnmembran 10 in z-Richtung ausgelenkt und es liegt eine gespannte Dehnmembran 10b vor. Die gespannte Dehnmembran 10b dehnt sich um die Auslenkung Δz in die Ausnehmung 12 hinein. Da die Biegesteifigkeit der Dehnmembran 10 vernachlässigbar klein ist und die Druckausgleichskammer 1 in vertikaler Richtung, also in z-Richtung deutlich kleiner ist als in lateraler Richtung, also senkrecht dazu, ist der Druck p im ersten Kanal 11 proportional zur dritten Potenz der durch die Dehnung verursachten Volumenänderung ΔV, wie bereits in Formel 3 aufgezeigt: $p ~ {(Δ V)}^{3}$
Durch die Ausdehnung der Dehnmembran 10 kann ein von einer Pumpe verursachter großer Überdruck von typischerweise 0,15 MPa oder Unterdruck von beispielsweise 0,07 MPa durch die Druckausgleichskammer 1 zu einem geringeren Über- oder Unterdruck von z.B. 5 hPa vermindert werden.
2 zeigt eine Seitenansicht einer Filterkammer 2 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung, die in einem Lab-on-Chip LOC ausgebildet ist. Im Fluidiklayer FL ist ein dritter Kanal 21 ausgebildet, der das Blut (die Probe) entlang der Strömungsrichtung SR führt. Im Pneumatiklayer PL ist ein vierter Kanal 22 ausgebildet, der ein Filtrat - hier das Blutplasma - aufnimmt und entlang der Strömungsrichtung SR abführt. Die Membran-Zwischenschicht ML verläuft entlang des dritten Kanals 21 durch die Filterkammer 2 und ist zumindest im Bereich der Filterkammer 2 als für das Blutplasma durchlässige Filtermembran 20 ausgebildet. Hierfür weist die Filtermembran 20 Poren mit einem Durchmesser von ca. 3 µm auf. Die Filterkammer 2 stellt in der Richtung senkrecht zur Bildebene eine Verbreiterung des dritten Kanals 21 dar, wie in den 4 bis 6 dargestellt. Dadurch ergibt sich eine größere Filterfläche der Filtermembran 20. Das Blut aus dem dritten Kanal 21 wird durch die Filtermembran 20 gefiltert, wobei das flüssige Blutplasma die Filtermembran 20 zum vierten Kanal 22 hin durchströmt und die festen zellulären Bestandteile des Bluts an der Oberfläche der Filtermembran 10 auf der Seite des dritten Kanals 22 als Filterrest zurückgehalten werden. Damit das Blut durch die Filtermembran 20 gefiltert wird, ist bereits eine geringe Druckdifferenz von 5 hPa ausreichend, die durch die oben beschriebene Druckausgleichskammer 1 erreicht werden kann. Es wird hierfür auf die nachfolgende Beschreibung verwiesen. Zudem strömt das Blut mit einer hohen Strömungsgeschwindigkeit von z. B. 50 cm/s entlang der Strömungsrichtung SR durch den dritten Kanal 21. Aufgrund der geringen Druckdifferenz und der hohen Strömungsgeschwindigkeit werden die zellulären Bestandteile von der Oberfläche der Filtermembran 20 abgeschert und über den dritten Kanal 21 abtransportiert. Dadurch wird die Filtermembran 20 erst verzögert oder gar nicht verstopft.
Die 4 bis 6 zeigen jeweils eine schematische Darstellung des Kanalsystems KS des Lab-on-Chips LOC von oben und die Anordnung der Druckausgleichskammer 1 und der Filterkammer 2 gemäß dreier Ausführungsbeispiele der Erfindung.
4 zeigt ein erstes Ausführungsbeispiel, bei dem die Pumpe 3 und die Filterkammer 2 sowie ein Einlassventil 4 stromaufwärts der Filterkammer 2 und ein Auslassventil 5 stromabwärts der Filterkammer 2 in einem geschlossenen Kreislauf im Kanalsystem KS angeordnet sind. Das Kanalsystem KS weist zudem einen Einlass 6 auf, über den das Blut in das Kanalsystem KS eingeleitet wird. Der Einlass 6 ist mit einem nicht gezeigten Reservoir verbunden, in dem das vom Patienten entnommene Blut vorgelagert wird. Die Druckausgleichskammer 1 ist stromabwärts der Filterkammer 2 im Kanalsystem KS zwischen der Filterkammer 2 und der Pumpe 3 angeordnet. In diesem Beispiel ist der erste Kanal 11 der Druckausgleichskammer 1 über das Kanalsystem KS mit dem dritten Kanal 21 der Filterkammer 2 verbunden. Der hier nicht gezeigte vierte Kanal 22 unterhalb der Filtermembran 20 der Filterkammer 2 ist mit einer hier ebenfalls nicht gezeigten Analysekammer verbunden.
5 zeigt ein zweites Ausführungsbeispiel, das sich vom ersten Ausführungsbeispiel aus 4 darin unterscheidet, dass die Druckausgleichskammer 1 stromaufwärts der Filterkammer 2 im Kanalsystem KS zwischen der Filterkammer 2 und der Pumpe 3 angeordnet ist. Auch in diesem Beispiel ist der erste Kanal 11 der Druckausgleichskammer 1 über das Kanalsystem KS mit dem dritten Kanal 21 der Filterkammer 2 verbunden. Es wird auf vorstehende Beschreibung verwiesen.
6 zeigt ein drittes Ausführungsbeispiel, das sich vom ersten Ausführungsbeispiel aus 4 und vom zweiten Ausführungsbeispiel aus 5 darin unterscheidet, dass die Druckausgleichskammer 1 in einer Abzweigung angeordnet ist und direkt über den ersten Kanal 11 mit dem dritten Kanal 21 direkt mit der Filterkammer 2 verbunden ist. In Bezug auf 2 ist die Abzweigung direkt in der Filterkammer 2 angeordnet. Der erste Kanal führt aus der Bildebene heraus oder in diese hinein und ist aus diesem Grund in 2 nicht dargestellt. Die Abzweigung kann auf der Seite des dritten Kanals 21 oder auf der Seite des vierten Kanals 22 (siehe unten) liegen und mit diesen verbunden sein. In diesem Ausführungsbeispiel weicht die Druckausgleichskammer 1 von der in 3 gezeigten Varianten dahingehend ab, dass der erste Kanal 11 nur auf einer Seite mit der Filterkammer 2 verbunden ist, jedoch auf der anderen Seite der Druckausgleichskammer 1 abgeschlossen ist.
Der Abschnitt des Kanalsystems KS zwischen den beiden Ventilen 4 und 5, in dem die Filterkammer 2 und die Druckausgleichskammer 1 angeordnet sind, wird als Filterstrecke bezeichnet. In den beschriebenen Beispielen wirkt die Druckausgleichskammer 1 auf den Druck in der Filterstrecke ein. Wie in Zusammenhang mit 2 und 3 beschrieben, wird der von der Pumpe 3 bei Ausführung der Pumpenhübe erzeugte Überdruck von ca. 0,15 MPa durch die Druckausgleichskammer 1 abgemildert und in einen geringen Überdruck von z.B. 5 hPa umgewandelt. In den obengenannten Beispielen ist der erste Kanal der Druckausgleichskammer 1 direkt mit dem ersten Kanal 21 der Filterkammer 2 verbunden. Somit wird in der Filterkammer eine geringe Druckdifferenz zwischen dem dritten Kanal 21 und dem vierten Kanal 22 aufgebaut, die ausreicht, um das Blut durch die Filtermembran 20 zu filtern. Dabei passiert das flüssige Blutplasma die Filtermembran 20 und wird über den vierten Kanal 22 zur Analysekammer geleitet. Die festen zellulären Bestandteile werden auf der Oberfläche der Filtermembran 20 zurückgehalten. Außerdem wird durch den Aufbau die Strömungsgeschwindigkeit des Bluts durch die Filterstrecke nicht wesentlich reduziert. Dadurch wird eine hohe Strömungsgeschwindigkeit von z.B. 50 cm/s im dritten Kanal 21 der Filterkammer 2 erreicht, sodass die zurückgehaltenen zellulären Bestandteile abgeschert werden und durch den dritten Kanal 21 weitergeführt werden. Es wird hierfür auch auf das nachfolgend beschriebene Verfahren verwiesen.
In weiteren, hier nicht gezeigten Ausführungsbeispielen ist der erste Kanal 11 der Druckausgleichskammer 1 mit dem vierten Kanal 22 der Filterkammer 2 verbunden. In diesen Ausführungsbeispielen ist eine zusätzliche Saugpumpe vorhanden. Die Druckausgleichskammer 1 bewirkt dann einen geringeren Unterdruck im vierten Kanal 22 als die Saugpumpe liefern würde, sodass wiederrum eine kleine Druckdifferenz in der Filterkammer 2 zwischen dem dritten Kanal 21 und dem vierten Kanal 22 entsteht.
In weiteren, hier nicht gezeigten Ausführungsbeispielen ist ein Strömungswiderstand, beispielsweise in Form einer Drossel stromabwärts der Filterstrecke, daher stromabwärts des Auslassventils 5, angeordnet. Es baut sich in Abhängigkeit der mittleren Strömungsgeschwindigkeit am Strömungswiderstand ein Staudruck auf. Die durch das Pumpen bedingten Pulsationen dieses Staudrucks werden wiederrum durch die Druckausgleichskammer 1 abgemildert zu einem kontinuierlichen geringeren Überdruck umgewandelt. Somit wird die Probe von Pumpstößen befreit („geglättet“). Die Einstellung des Überdrucks kann über die Zahl der von der Pumpe 3 ausgeführten Pumpenhübe pro Zeiteinheit in Relation zum Strömungswiderstand eingestellt werden.
7 zeigt ein Ablaufdiagramm eines Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens. Das Verfahren wird an einer mikrofluidischen Vorrichtung gemäß einem der oben beschriebenen und in 4 bis 6 gezeigten Ausführungsbeispiele ausgeführt. Zur Untersuchung von Blut eines Patienten wird dieses über den Einlass 6 aus einem Reservoir, in dem es vorgelagert wird, eingeleitet. Die Ventile 4 und 5 sind dabei geöffnet und das Kanalsystem KS wird druckfrei mit dem Blut befüllt 100. Ist das Kanalsystem befüllt, wird das Auslassventil 5 geschlossen 101. Dann führt die Pumpe 3 bei geschlossenem Auslassventil 5 und geöffnetem Einlassventil 4 einen Pumpenhub 102 aus, bei dem eine zusätzliche Menge des Bluts aus dem Reservoir über den Einlass 6 unter Druck in das Kanalsystem KS eingeleitet wird, wodurch ein gewünschter Überdruck im Kanalsystem KS eingestellt wird. Anstelle eines Pumpenhubs 102 können anfänglich auch mehrere Pumpenhübe ausgeführt werden. Dabei entsteht typischerweise jeweils ein Druckpuls von ca. 0,15 MPa durch die Pumpe 3, der durch die Druckausgleichskammer 1 geglättet wird. Anschließend wird das Einlassventil 4 geschlossen. Es werden in diesem Beispiel z.B. fünf weitere Pumpenhübe ausgeführt 110 - 150, um das unter dem gewünschten Überdruck stehende Blut mit hoher Strömungsgeschwindigkeit „im Kreis“ durch das Kanalsystem KS zu pumpen.
Die Schritte 111 - 115 werden im Folgenden nur einmal beschrieben, aber für jeden Pumpenhub 110 - 150 durchgeführt. Das Einlassventil 4 wird geschlossen 111 und das Auslassventil 5 geöffnet 112. Die Pumpe 3 - genauer für den Fall einer Membranpumpe die Membranpumpenkammer - führt ein Ansaugen 113 durch. Anschließend wird das Einlassventil 4 geöffnet 114 und das Auslassventil 5 geschlossen 114. Die Pumpe 3 wird ausgedrückt 115. Dadurch wird beim Pumpen jeweils ein Pumpenhub aus dem Kanalsystem KS entnommen und über die Pumpe 3 dem Kanalsystem KS auf der anderen Seite wieder zugeführt, womit der Überdruck im Kanalsystem KS erhalten bleibt.
Das unter Überdruck stehende Blut durchströmt die Druckausgleichskammer 1 und die Filterkammer 2. Durch die Druckausgleichskammer 1 wird der durch die Pumpe 3 eingebrachte Druckpuls von ca. 0,15 MPa nun, wie oben beschrieben, abgemildert und zu einem kontinuierlichen geringeren Überdruck von z.B. 5 hPa in der Filterkammer 2 umgewandelt. Dadurch wird im Zeitmittel eine geringe Druckdifferenz in der Filterkammer 2 bei gleichzeitig hoher Strömungsgeschwindigkeit von 50 cm/s erreicht.
Nach den fünf Pumpenhüben 110 - 150 wird erneut das Auslassventil 5 geschlossen 161 während das Einlassventil 4 geöffnet bleibt. Die Anzahl der durchgeführten Pumpenhübe kann an die Anforderungen in der Praxis und an die verwendeten Komponenten angepasst werden. Dann wird bei geschlossenem Auslassventil und geöffnetem Einlassventil erneut ein zusätzlicher Pumpenhub 162 der Pumpe 3 ausgeführt und dabei eine zusätzliche Menge der Probe unter Druck in das Kanalsystem KS eingeleitet. Anschließend wird das Einlassventil 4 geschlossen 163. Dadurch wird jedes Mal die Menge der Probe, die als Filtrat zwischenzeitlich über den vierten Kanal 22 abgeführt wurde, ersetzt.
Anschließend wird das Verfahren mit weiteren Pumpenhüben wiederholt, bis die gewünschte Menge Filtrat erhalten wurde.
In 8 ist der Lab-on-Chip LOC in Form einer Kartusche in einem Vivalytic®-Analyzer VA dargestellt. Zudem sind die z-Richtung, in Richtung der Schwerkraft, und die x-Richtung, als Horizontale senkrecht zur Schwerkraft eingezeichnet. Der Lab-on-Chip LOC ist so konstruiert, dass zumindest die Filterstrecke in einem Winkel α von 30° zur Horizontalen (x-Richtung) im Vivalytic®-Analyzer VA angeordnet ist. In 8 ist zudem die Strömungsrichtung SR des Bluts in der Filterstrecke eingezeichnet. Diese verläuft ebenfalls im Winkel α zur x-Richtung und entgegen der z-Richtung, also von unten nach oben. Auf diese Weise werden bei der Analyse Luftblasen über der Oberfläche der Filtermembran 20 und in der Druckausgleichskammer 1 vermieden.

Claims

Mikrofluidische Vorrichtung (LOC) zur Untersuchung einer flüssigen oder dispersen Probe aufweisend: - ein Kanalsystem (KS); und - eine Pumpe (3), die im Kanalsystem (KS) angeordnet ist, gekennzeichnet durch eine Druckausgleichskammer (1), die an einem ersten Kanal (11) des Kanalsystems (KS) angeordnet ist und eine undurchlässige, flexible Dehnmembran (10) aufweist, die innerhalb der Druckausgleichskammer (1) derart angeordnet ist, dass sie sich bei Druckbeaufschlagung in die Druckausgleichskammer (1) ausdehnt.
Mikrofluidische Vorrichtung (LOC) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass ein zweiter Kanal (13) einen Bereich (12) der Druckausgleichskammer (1), der durch die Dehnmembran (10) vom ersten Kanal (11) abgetrennt ist und in den sich die Dehnmembran (10) ausdehnt, mit der Umgebung verbindet.
Mikrofluidische Vorrichtung (LOC) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die flexible Dehnmembran (10) der Druckausgleichskammer (1) nicht vorgespannt ist.
Mikrofluidische Vorrichtung (LOC) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Filterkammer (2), die einen dritten (21) Kanal und einen vierten Kanal (22) miteinander verbindet und die eine durchlässige Filtermembran (20) aufweist, die innerhalb der Filterkammer (2) zwischen den beiden Kanälen (21, 22) angeordnet ist, wobei einer der beiden Kanäle (21, 22) mit der Druckausgleichskammer (1) verbunden ist.
Mikrofluidische Vorrichtung (LOC) nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Kanal (11) der Druckausgleichskammer (1) direkt mit dem dritten Kanal (21) oder mit dem vierten Kanal (22) der Filterkammer (2) verbunden ist.
Mikrofluidische Vorrichtung (LOC) nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Druckausgleichskammer (1) über das Kanalsystem (KS) der mikrofluidischen Vorrichtung (LOC) mit dem dritten Kanal (21) oder mit dem vierten Kanal (22) der Filterkammer (2) verbunden ist und dass die Druckausgleichskammer (1) in der mikrofluidischen Vorrichtung (LOC) stromabwärts oder stromaufwärts der Filterkammer (2) angeordnet ist.
Mikrofluidische Vorrichtung (LOC) nach einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Filterkammer (2) eine Schrägstellung zur Horizontalen (x) aufweist und die Pumpe (3) und das Kanalsystem (KS) so eingerichtet sind, dass die Strömungsrichtung (SR) der Probe durch die Filterkammer (2) entgegen der Schwerkraft verläuft.
Mikrofluidische Vorrichtung (LOC) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass im Kanalsystem (KS) der mikrofluidischen Vorrichtung (LOC) ein Einlassventil (4) stromaufwärts der Druckausgleichskammer (1) oder der Filterkammer (2) und ein Auslassventil (5) stromabwärts der Druckausgleichskammer (1) oder der Filterkammer (2) angeordnet sind.
Verfahren zur Filterung einer dispersen Probe in einer mikrofluidischen Vorrichtung (LOC) gemäß einem der Ansprüche 4 bis 8, die eine Pumpe (3), ein Kanalsystem (KS), eine Druckausgleichskammer (1), eine Filterkammer (2), ein Einlassventil (4) stromaufwärts der Druckausgleichskammer (1) oder der Filterkammer (2) und ein Auslassventil (5) stromabwärts der Druckausgleichskammer (1) oder der Filterkammer (2) aufweist, gekennzeichnet durch folgende Schritte: - Befüllen (100) des Kanalsystems (KS) der mikrofluidischen Vorrichtung (LOC) mit der Probe; - Schließen (101) des Auslassventils (5); - Ausführen eines oder mehrerer Pumpenhübe (102), wobei eine zusätzliche Menge der Probe in das Kanalsystem (KS) zur Einstellung einer Druckdifferenz eingeleitet wird; - Schließen (103) des Einlassventils (4); und - Ausführen weiterer Pumpenhübe (110 - 150) und Öffnen (112, 113) bzw. Schließen (111, 114) der Ventile (4, 5) in Abhängigkeit zueinander.
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Ausführen weiterer Pumpenhübe (110 - 150) und Öffnen (112, 113) bzw. Schließen (111, 114) der Ventile (4, 5) synchronisiert durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass beim Ausführen weiterer Pumpenhübe (110 - 150) und Öffnen (112, 113) bzw. Schließen (111, 114) der Ventile (4, 5) - während die Pumpe ansaugt (113), das Einlassventil geschlossen ist und das Auslassventil geöffnet ist; und - während die Pumpe ausdrückt (115), das Einlassventil geöffnet ist und das Auslassventil geschlossen ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass nach einer vordefinierten Anzahl von Pumpenhüben (110 - 150) zum Ausgleich der durch das Filtern entnommenen Menge der Probe folgende Schritte ausgeführt werden: - Schließen (161) des Auslassventils (5); - Ausführen eines oder mehrerer Pumpenhübe (162), wobei eine zusätzliche Menge der Probe in das Kanalsystem (KS) eingeleitet wird; - Schließen (163) des Einlassventils (4).