筛网电渗流泵 本发明提供了一种在管道、引导件、管或等效物中的溶液内产生电渗流(EOF)的泵。电渗流通过施加电场而产生，该电场穿过由绝缘壁确定的管道中的溶液。特别是，本发明提供了一种基于多孔膜(筛网)的EOF泵设计，该多孔膜在管道中，同时其两侧有电极。该EOF泵可以很容易地集成在小系统例如微系统、微机器、微结构等中，并能够在该系统中产生高效和容易控制的液体流。
根据本发明，可以利用电场在管道内的离子溶液中产生电渗流。为了产生电渗流，必须仔细选择管道的几何尺寸和材料。本发明的优点是，它提供了用于在较小流动系统中产生和控制液体流的泵。而且，本发明的泵可以利用通常用于制造小型系统和装置(例如芯片、微系统、微机器、微结构、微流体系统等)的材料和处理技术来制造。因此，本发明的泵可以集成在该小型系统和装置中，并提供高效和灵活的液体控制。
根据第一方面，本发明提供了一种电渗流泵，用于在离子溶液中产生从管道的进口至出口的流动。优选是，泵包括：壳体，该壳体有管道，用于保持离子溶液；膜，该膜将管道分成与进口接触的第一部分以及与出口接触的第二部分，该膜包括多个孔；一个或多个第一电极，该第一电极与保持在管道地第一部分中的离子溶液进行电接触；一个或多个第二电极，该第二电极与保持在管道的第二部分中的离子溶液进行电接触；以及用于在第一和第二电极之间施加电势差的装置。优选是，在膜中的孔具有内表面部分，该内表面部分在130-160mM的、pH值为7-7.5的盐水溶液中的ζ电势为ζ＞10mVζ＞10mV。
优选是，膜的厚度在0.1-2μm的区间内。还有，优选是，在膜中的孔的数目在5-500的区间内。为了保证良好的泵送效率，优选是孔的内径在0.1-5μm的区间内。而且，在任意孔和它的最靠近孔之间的平均距离在2-100μm的区间内。
附图的简要说明
图1是表示在管道中的电渗流的原理的视图。
图2A和2B表示了本发明的筛网EOF泵的实施例的剖视图和俯视图。所示实施例用于电生理学测量系统，用于产生用于定位细胞的流动。
图3是表示流导(fluid conductance)与在通道的上部和底部之间的通道孔径的关系的曲线图。这举例说明了用于图2A和B的电生理学测量系统中的电渗泵的所需性能。
详细说明
当在管道中的离子液体通过使用电场而进行运动时，该现象称为电渗。电渗流通过施加电场而产生，该电场穿过在由绝缘壁确定的管道中的溶液，图1中示意表示了管道1。该管道1由壁2形成，在各端有电极4和6。保持在该管道1中的液体是具有正离子7和负离子8的离子溶液。
由于在壁2的表面上的负电部位9的电离作用，因此，为了电中性，在溶液中有过量活动电荷，主要位于壁附近，并在由界面的Debye长度λD≈1-10nm给出的较薄的屏蔽层内。施加在溶液上的电场作用在屏蔽层中的过量电荷上，从而使流体流动。过量电荷在溶液中的量和分布取决于表面材料(可离子化部位的密度)以及溶液成分，尤其是pH值和离子浓度。电荷和分布涉及参数ζ电势，它与电渗流相关。不过，尽管ζ电势测量和表示为材料/溶液的组合，但是它实际上并不是容易控制的参数，且因为它源于表面部位的电离作用，因此ζ和EOF很容易受到表面状态和组合的变化的影响。在关于二氧化硅表面的文献中给出的ζ值为75mV。对于玻璃，该值可以是二氧化硅的值的两倍，但是由于pH值和吸附物质的影响，该值实际上可以明显减小。这样的ζ值可以用于设计计算中，但是应当知道，实际上，保证充分性能并不取决于获得的该值。EOF的方向由通过表面部位的离子化而在溶液中产生的过量活动电荷来确定。当在二氧化硅或硅酸盐玻璃上的离子化组的pKa为-2时，那么在中性pH值时，表面为负电荷，且EOF使活动正电荷朝着负极性电极运动。下面给出容积流速Ivoleof与长度为L的流动管道的电渗流以及恒定横截面面积A的关系：
Ivoleof=AϵζLηU,----(1)]]>
其中，ε是介电常数，η是液体的粘度，而ζ是在液体和管道边界之间的界面的ζ电势。U是跨过管道的端部施加的驱动电压，该管道的长度为L，恒定横截面面积为A。等式1确定了最大可能流量，EOF泵可以在无连接负载的情况下进行输送。在管道中的流体微粒的平均速度总体由u＝Ivol/A表示，而电场强度由E＝U/L表示，从而可以使电渗活动性的定义μeof＝u/E＝εζ/η与包含EOF泵的流体管道的任何特殊几何特征无关，而只是与液体和壁之间的界面的特征有关。对于与泵相连的负载，EOF驱动力将伴随有压力被动流(Poiseuille流)。与层流Poiseuille流相关的容积流速由IvolPoiseuille＝KchannelΔp给出，其中，Δp是跨过流动管道的两端的压力差，而Kchannel是管道的流动传导性。总流量由下面的等式给出：
Ivol=KchannelΔP+AμeofUL.----(2)]]>
泵的压力一致通过使Ivol＝0而形成，并解出Δp：
Δpmax=IvoleofKchannel.----(3)]]>
任何特殊EOF泵的总性能可以通过由乘积ΔpmaxIvoleof给出的性能功率来量化，它是表示为单位瓦特(W)的量。功率越高，泵的总体性能越好。当泵在一端负载有流导Kload，且在另一端为参考压力时，相对参考压力跨过负载的压力差由下面的等式给出：
Δpload=-ImaxKload+Kchannel,----(4)]]>
其中，通过负载的容积流量由下面的等式给出：
Ivolload=KloadΔpload.----(5)]]>
特别选择的泵结构将产生泵管道的导电率Gcanal。根据EOF驱动电压，泵管道内部的电解质将传送电流Iq。对于EOF泵的设计考虑因素包括散热，因为泵存在功率耗散。而且，也应当考虑电极的位置和设计。在电生理学装置中，电极材料自然选择AgCl，因此，还应当考虑当泵工作时该电极的消耗量。以单位时间容积为单位表示的、电极材料的消耗率由下面的等式给出：
ΔVΔt=IqmAgCleNAρAgCl,----(6)]]>
其中，mAgCl＝143.321g/mol和ρAgCl＝5.589g/cm是AgCl的分子质量和质量密度，而e＝1.602×10-19C和N＝6.02×1023mol-1是电荷的基本单位和Avogadro常数。
还提出了代替可消耗电极的可选方案，它涉及提供外部电极，该外部电极通过具有高电阻的电解质桥与腔室连接，以便产生流体动力流。这可以是薄管道，类似于提供EOF泵送的管道，但是表面具有低密度的带电部位(低ζ电势)，或者表面具有与EOF泵送管道相反极性的电荷。在后一种情况中，通向相反电极的低流导管道有助于EOF泵送。大部分壁材料(例如玻璃或二氧化硅)在与中性pH值溶液接触时将带负电荷。不过，也可以识别带正电荷的材料。基于氧化铝的陶瓷也合适，特别是当溶液在中性的低pH值侧时。也可选择，聚合物或凝胶材料(例如琼脂糖、聚丙烯酰胺、Nafion、醋酸纤维或其它透析膜型材料)可以产生具有高电阻的桥，以便形成流体动力流。优选是，应当有低表面电荷密度或与EOF泵送管道的极性相反的极性。
图2A和B表示了本发明的筛网EOF泵的优选实施例。所示实施例用于电生理学测量系统，该电生理学测量系统产生用于定位细胞的流动。图2A表示了装置的侧视图，而图2B表示了俯视图。壳体10装有微结构单元14，该微结构单元14有在它的顶表面上的薄膜15。该微结构利用密封胶19固定在壳体中。该膜具有包括二氧化硅或玻璃的表面。一组尺寸小于一微米的孔16透过在微结构中心的自由标准膜。当在电极4和6之间引起电离子流时，在紧靠近孔处产生泵送作用。箭头表示液体流通路。
在本发明的EOF泵设计中，泵的流动管道确定为在膜中的一组N个小孔。通过流过与液体形成ζ电势的多孔材料，也可以获得类似操作。该泵可以通过在氮化硅膜中蚀刻多个平行孔而制造。为了计算该泵结构的关键参数，人们必须依靠实验确定单个通道的流导Kpassage以及考虑有效管道长度的几何因素Fgeometry。当孔的直径d与膜厚度tm相当时，有效管道应当比实际膜厚度稍微更长。当空间非常小且需要紧凑的泵时，筛网几何形状特别合适。下面列出关键参数。
下面给出对于实际选择的泵尺寸的关键参数。用于电生理学装置中的微流体的合适泵尺寸是：tm＝1μm，d＝1μm，N＝10，且Fgeometry＝2。该计算结果基于电生理学装置相关状况，其中，所用液体是生理缓冲溶液。不过，对于大部分情况，表示与150mM NaCl溶液相对应的数据。要求的导电率为σ＝0.014Scm-1，而粘度η＝8.94×10-4kg m-1s-1。该计算基于驱动电压U＝100V，ζ电势的保守选择为ζ＝15mV。对于多个孔径，通过实验确定细胞接收器通道(它是EOF泵的最重要负载)的流导(见图3)。
在计算结果中，认为流动传导性Kpassage＝3pls-1m bar-1近似对应于1μm直径的孔。 参数 值 泵管道的流导Kpassage(pls-1m bar-1) 30.0 最大容积流量Imax(nls-1) 4.58 最大压力ΔPmax(mbar) 152.7 性能功率ΔPmaxImax(nW) 70.0 跨过负载的压力差ΔPpassage(mbar) 138.9 负载中的容积流量Ipassage(nls-1) 0.42 泵管道的导电率Gcanal(μS) 11.0 通过泵管道的电流Iq(μA) 1100 泵中的功率耗散UIq(mW) 110 保持温升低于20℃所需散热器的最大热阻(℃W-1) 181.9 AgCl电极的消耗速率ΔVΔt(μm3s-1) 292400
本发明的EOF泵设计可以通过形成包含一组孔的蚀刻Si膜来制造。该膜可以安装在层叠聚合物保持器上。该保持器将确定用于使该膜与管道和流体储存器连接的部分，它们都使用在多种材料(例如硅或SU-8光环氧树脂)中公知的蚀刻和光刻技术来形成。该结构适于集成在用于添加流体的吸液管壁中。
图2A和B中所示的优选实施例可以用于电生理学测量系统中，用于产生和控制流动。该流动用于将细胞定位在合适的测量结构中。下面将介绍关于本发明的EOF泵以及很多其它用途的多种观点。
首先需要处理是在操作之前根据需要用液体充满所述装置。电渗驱动力需要使两个电极在获得流动之前都浸没在液体中。所提出的不同EOF泵结构可能在不同程度上通过在狭窄流动管道中的毛细作用力自发充装。不过，它也可以不能只通过毛细作用力来充装包含两个电极的整个泵腔室。考虑到AgCl电极的消耗速率，沉积在玻璃板之间的薄膜电极不可能承受装置的整个工作循环。用于筛网结构，这种情况甚至可能更糟。尽管所述装置考虑为一次性的，但是优选是使用大量电极。解决该问题的可行方案可以是将薄膜电极充分定位成只能充装包含大量电极的泵腔室。该大量电极可以在充装步骤之后进行验收。另一可能方案是通过气体压力驱动器来充装整个装置，在合适工作之前，该气体压力驱动器施加在泵和吸液孔上。即使对于具有很多平行测量部位的装置，通过将气体压力同时施加在所有部位来将液体吸到所有部位上并进行充装，从而使充装也很容易地对于所用部位平行进行。
在一种可能的细胞定位处理中，在具有通道的膜的前侧和后侧的流动管道包含在装置中。前侧是指装载细胞的一侧，且用于电渗测量的外部细胞参考电极布置在该侧，而后侧是指施加吸力以便将细胞吸到通道开口上的一侧，且内部细胞电极布置在该侧。前侧流动管道经过该通道，并在一端与泵(EOF泵或具有类似性能的其它任何泵)连接，且在另一端与吸液井连接。前侧流动管道的容积应当足够低，以便保证一旦细胞进入管道，由后侧泵保持的、通向通道的流动能够在短时间内将细胞拖曳到通道位置，从而形成千兆(giga)密封。狭窄的前侧流动管道能够利用与库耳特(Coulter)颗粒计数器相同的原理来检测通过管道的细胞。检测可以通过用两个电极对管道电阻进行电测量而实现，每个电极在管道的一端。当细胞进入流动管道时，它排出一定容积的缓冲溶液，因此它不利于传导性。因此，电阻的相对变化由细胞容积与管道容积的比例而给出。此外，还预计扩散电阻的作用。不过，当细胞的横截面积与流动管道的横截面积相比很小时，该扩散电阻也很小。管道电阻的变化通过下面的等式计算：
ΔR=RcVcellVcFs,----(7)]]>
其中，Vcells和Vc分别是细胞和管道的容积。Rc是管道的电阻，而Fs是考虑与管道内部的细胞相关的扩散电阻的几何因素。Fs是稍微大于1的数，取决于细胞和流动管道的相对横截面积。不过，当管道宽度与细胞尺寸相当时，几何因素可能相当大，对应于当扩散电阻支配缓冲容积交换效果时的情况。后侧流动管道不需要非常窄，且应当在一端装备有一个泵孔，并在另一端直接与通道连接，或者也可选择装备有两个泵孔，每个泵孔在一端，同时通道布置在管道的中部。当在装置的工作过程中希望更换内部细胞缓冲剂时，可以选择使两个泵孔转换。可以采用统计学方法，以便估计在装入与前侧流动管道相连的吸液壁中的细胞以某一概率经过管道之前的所需等候时间。该概率将主要取决于细胞在悬浮液中的浓度Cc、在前侧流动管道中的平均流动速度uc以及流动管道的横截面积Af。在时间t中经过管道的细胞平均数可以由下面的等式得出：
β(t)＝CcAfuct. (8)
在时间t中至少一个细胞经过的概率p(t)由泊松(Poisson)分布给出：
p(t)=Σn=1∞β(t)nexp(-β(t))n!----(9)]]>
为了演示该定位方案，人们可以简化计算：假设前侧流动管道的圆形横截面半径rc＝25μm，长度Lc＝0.25mm。该流动管道的容积和流动传导性分别由Vc＝0.5nl和Kc＝πrc4/8ηLc＝69nl s-1m bar-1。压力驱动Poiseuille流的平均流速将为35mm s-1每mbar的驱动压差。对于普通细胞半径rcell＝6μm，通过等式7给出的电阻变化为偏离总管道电阻90.9kΩ大约177Ω，即相对变化为0.19％。其中，考虑到扩散电阻，假定几何因素为1.06。在前侧驱动压差只有1mbar的情况下，平均在2秒内4.1个细胞将经过管道，且至少一个细胞经过的概率为98.4％。该定位方案取决于当细胞一进入管道就使前侧流停止的能力。这需要快速电子元件，避免该需要的方法是向前侧流动管道连续施加小压力脉冲，直到通过Coulter计数器原理检测到在管道内部存在细胞。考虑到前侧流动管道的微小容积，安装在流动管道后侧的、任意类型的所述EOF泵都将可以在不到一秒的时间内将细胞吸入通道上的位置处。Coulter计数器的细胞检测电子元件可以制成为类型与离子槽道响应的电生理学测量中所需相同。
本发明的筛网EOF泵基于通用设计，并能够用于多种小型系统和装置，例如芯片、微系统、微机器、微结构、微流体系统等。上述电生理学测量系统只是特别表示的实例，并不是限定本发明的范围或可使用的范围。