Разработка метода определения расхода питательной жидкости в замкнутом микроканале биореактора на орбитальной станции Текст научной статьи по специальности «Механика и машиностроение»

УДК 621.6

О. В. Семёнова, В. А. Петров, Е. В. Трушкин, А. И. Хаустов

Разработка метода определения расхода питательной жидкости в замкнутом микроканале биореактора на орбитальной станции*

Ключевые слова: расход, микроканал, биореактор, потери давления. Keywords: flow rate, microchannel, bioreactor, pressure losses.

В статье приведены результаты исследований, направленных на разработку метода определения расхода питательной жидкости в замкнутом микроканале биореактора для выращивания клеток на орбитальных станциях. Метод основан на экспериментально полученной зависимости расхода питательной жидкости от перепада давления. Он учитывает особенности самого микроканала биореактора: ограниченность размеров, изменение поперечных размеров проточной части из-за гибкости стенок, выполненных из по-лидиметилсилоксана (ПДМС), замкнутость контура, а также знакопеременный характер течения жидкости, вызванный спецификой работы мембранного насоса. Разработанный метод дает возможность измерять расход течения питательной среды без нарушения целостности микроконтура.

Введение

В настоящее время проводится множество медико-биологических экспериментов в условиях космического полета на базе Международной космической станции (МКС). Исследования, осуществляемые в условиях микрогравитации, и другие эксперименты в космосе дают более глубокое понимание поведения клеток и тканей человека. К сожалению, некоторые эксперименты приходится проводить непосредственно на космонавтах. Например, в одном из проектов в целях исследования процессов фармакокинетики члены экипажа на добровольной основе принимали лекарственные препараты [1]. Неоднократно на орбиту посылали животных различных видов для исследования

* Работа выполнена при поддержке Минобрнауки ГК № 14.579.21.0018

устойчивости к экстремальным условиям длительного космического полета. Сегодня биомедицинские эксперименты с участием животных жестко регламентируются. С 2013 г. в странах ЕС запрещено тестирование косметических средств на животных [2]. Тем не менее полученные результаты показали, что факторы космического пространства существенно влияют на жизнедеятельность организмов и отказываться от медико-биологических экспериментов на орбите нецелесообразно [3]. Таким образом, необходимо найти альтернативу опытам на животных и человеке.

Закономерным продолжением медико-биологических экспериментов в условиях космического полета стала реализация экспериментов с клетками и тканями человека in vitro. Для культивирования и исследования клеток человека в наземных условиях используются жидкостные биореакторы, которые позволяют подавать к клеткам питательную среду в необходимых количествах по каналам микроразмерами от 10 до 100 мкм. Современный жидкостной биореактор представляет собой замкнутую систему микроканалов, по которым циркулирует питательная среда, с ячейками, в которых располагаются клетки органов человека. Использование таких биореакторов для медико-биологических исследований в условиях космического полета позволит отказаться от экспериментов на космонавтах и животных.

Основные закономерности движения жидкости в микроканалах и макроканалах существенно различаются. В каналах микромасштаба массовые силы оказывают гораздо меньшее влияние на параметры потока текущей питательной среды, чем в макроканалах, а большинство эффектов в микроканалах могут быть вызваны действием сил поверхностного натяжения и капиллярных сил, которыми на макроуровне часто можно пренебречь. Встает вопрос

об определении основных параметров течения микрожидкостных систем, так как необходимо знать расход и скорость питательной среды, а также давление, с которым она поступает в ячейки с клетками.

Из-за отсутствия достоверной физической картины течения жидкости в микроканалах были выбраны экспериментальные методы исследования течения в реальных образцах биореакторов.

В подобных исследованиях наиболее часто используют цифровую трассерную визуализацию потоков (PIV — Partical Image Velocimetry) [4]. В жидкость добавляют микрочастицы, смещение которых в рассматриваемом сечении потока за определенные отрезки времени регистрирует CCD (Charge-Coupled Device) видеокамера, снимающая два последовательных изображения частиц. По полученным изображениям строят векторное поле скоростей потока жидкости в этом сечении.

Помимо цифровой трассерной визуализации потоков применяют лазерный доплеровский измеритель скорости [5]. Частицы, движущиеся вместе с жидкостью в канале, облучаются интерференционными полосами, образованными пересечением двух лазерных пучков когерентного света. Излучение отражается от частиц и регистрируется приемником. Согласно эффекту Доплера по сдвигу частоты рассеянного частицами света определяют скорость их движения.

Преимуществом указанных методов является отсутствие возмущающего влияния на поток жидкости. С их помощью можно измерить скорость течения в замкнутом канале — микроконтуре и определить эпюру распределения скорости жидкости по сечению канала. Однако оба метода требуют заполнения микроконтура трассирующими частицами, которые имеют отличную от питательной среды плотность, а значит, трассеры неточно повторяют течение жидкости в канале. К тому же после выполнения измерений биореактор не пригоден для проведения медико-биологических экспериментов, так как удалить из него микрочастицы невозможно. Кроме того, в этих методах используется дорогостоящее оборудование.

Цель исследования

Разработка метода определения расхода питательной жидкости в микроконтуре, не требующего больших финансовых затрат, с возможностью дальнейшего использования микроконтура по назначению.

Объект исследования

Канал микроконтура биореактора (рис. 1) сформирован слоем полидиметилсилоксана (ПДМС) 5 и предметным стеклом 6. Канал имеет прямоугольное сечение высотой 0,1 мм. Ширина канала на прямолинейных участках 0,5 мм. Циркуляцию жидкости по контуру обеспечивает насос объемного типа, состоящий из рабочей камеры 2 и двух клапанов 1. Клапаны и рабочая камера представляют собой гибкие

Рис. 1

Геометрия микроконтура биореактора: 1 — клапаны; 2 — рабочая камера; 3 — датчик давления; 4 — клеточная ячейка; 5 — слой ПДМС; 6 — предметное

тонкостенные мембраны, которые приводятся в движение от внешнего источника давления и вакуума через клапаны, дроссель и трубки. В расширяющихся частях канала — клеточных ячейках 4 — в биореакторе устанавливают стаканчики с клетками.

На рис. 2 изображен график изменения давления над мембраной при переключении подачи воздуха с отрицательным давлением на воздух с положительным.

Один цикл работы насоса состоит из пяти последовательных тактов положения мембраны рабочей

р, Па 110000

105000

100000

95 000

90 000

0,05 0,10 0,15 0,20 0,25 0,30

t, с

Рис. 2

Изменение давления воздуха над мембраной клапана при его закрытии в зависимости от времени

1

5

6

Биотехнические системы

1 г

1 г

1 г

р<0 р<0 р>0

р>0 р<0 р> 0

3 I I I I с

р>0\ \ р<0\ \ р<0

р<0

р>0 р>0 р<0

Рис. 3 Цикл работы насоса:

1 — предметное стекло; 2 — перегородка клапана; 3 — мембрана клапана; 4 — слой ПДМС; 5 — мембрана рабочей камеры; 6 — поликарбонатная плата; 7 — область подачи воздуха под давлением на клапаны; 8 — область подачи воздуха под давлением на рабочую камеру; стрелками показано направление движения жидкости

камеры и клапанов (рис. 3), обеспечивающих подачу питательной жидкости к клеткам.

Проведение эксперимента

Исследования включали три этапа. Первый этап — получение зависимости потерь давления в микроканале от расхода протекающей жидкости. Для этого из исследуемого микроконтура убрали насос (рис. 4), а через полученные отверстия подавали жидкость и удаляли ее из микроканала.

Сосуд 5 с водой, закрепленный на штативе, подсоединили через трубку к боковому отверстию 2 (рис. 4). Во время эксперимента высота уровня жидкости в сосуде варьировалась относительно места выхода жидкости из микроканала, что позволило менять расход через канал. В клеточные ячейки 4 герметично установили датчики 1 давления Honeywell 40РС001В. Принцип работы датчиков основан на пьезорезистивном эффекте; погрешность измерения давления не более 2 %. На рис. 5 показана фиксация датчика в клеточной ячейке.

01

Рис. 4 Экспериментальная установка:

1 — датчики давления; 2 — место подачи жидкости в микроканал; 3 — место выхода жидкости из микроканала; 4 — клеточные ячейки; 5 — сосуд с водой; 6 — лабораторные весы

Разность показаний датчиков в сечениях а—а и б-б (рис. 4) отражает потери давления на этом участке микроканала. Расход жидкости через канал измеряли весовым методом на лабораторных весах ОНАИБ ЕХ 224, которые позволяют измерять массу вытекающей жидкости с точностью до ±0,3 мг. Замечено, что испарение жидкости в ходе выполнения исследований влияет на показания весов, поэтому были проведены дополнительные исследования по выявлению влияния испарения на показания весов, что было учтено при обработке полученных данных. При изменении места подсоединения сосуда и выхода жидкости (рис. 4) из микроканала изменялось направление движения жидкости в канале, так как сопротивление одного и того же участка канала различно в зависимости от направления течения.

Рис. 5 Расположение датчика давления в пробке, закрывающей клеточную ячейку

Ap, Па 2000

Рис. б Третий этап эксперимента:

l — клапаны; 2 — рабочая камера; 3 — датчики давления; 4 — клеточные ячейки; 5 — вход жидкости в канал; б — выход жидкости из канала к лабораторным весам; стрелками показано направление движения жидкости

В т о р о й э т а п — определение расхода питательной жидкости в микроконтуре по полученной зависимости перепада давления от расхода. Для этого изготовлен микроконтур с герметично установленными датчиками давления в клеточных ячейках (сечения а—а и б—б на рис. 1). Воздух на клапаны насоса подавали под давлением ± 10 кПа, частота смены тактов насоса 2 Гц, т. е. один цикл работы насоса длится 2,5 с. Значения с датчиков фиксировались осциллографом Tektronix MSO 3014 с периодом квантования 0,004 с.

Т р е т и й э т а п — оценка влияния нестационарности течения питательной жидкости на ее расход в проточном микроканале (рис. б). На клапаны насоса подавали давление ±10 кПа с частотой 2 Гц. Расход жидкости через контур измеряли с помощью лабораторных весов, потери давления на прямолинейном участке — с помощью датчиков давления в клеточных ячейках. Расход, полученный на весах, сравнивали с расходом, подсчитанным по полученной на первом этапе зависимости.

Результаты эксперимента

Для проточного микроканала (см. рис. 4) в результате экспериментов были получены зависимости разности давлений между клеточными ячейками от расхода (рис. Т), где Apа-б = Pа-а - p6-6 — для направления течения жидкости от сечения а-а к б-б, A^^ = P6-6 - Pа-а — для противоположного течения жидкости.

На графике видно, что потери в канале существенно зависят от направления течения жидкости. Если в преобладающем для биореактора направлении от а-а к б-б потери можно представить практически линейной зависимостью от расхода, что характерно для ламинарного течения, то для обратного течения жидкости наблюдается скорее квадратичная зависимость, что характерно для турбулентного течения [б].

l500

l000

5ОО

1

/

/

У ^а-б

г*

/

/

! У /

/

h /

- /

/

. /

А

Г

4

v, мм3/с

Рис. 7

Экспериментальная зависимость перепада давления между клеточными ячейками от расхода

На втором этапе эксперимента получены кривые изменения давления в течение одного цикла работы насоса (2,5 с) в клеточных ячейках (рис. 8). На графике отчетливо видны все такты переключения (Т-, ..., Т5) клапанов насоса, продолжительность одного такта 0,5 с.

Для каждой точки кривой разности давлений в замкнутом контуре по данным, представленным на рис. 7, получены значения расхода через контур (рис. 9). На графике видно, что во время некоторых циклов работы насоса (например, Т2 и Т3) жидкость

р, Па

l500

l000

5ОО

о-

-500

-lOOO

t, c

Рис. S

Значения давления в клеточных ячейках в течение одного цикла работы насоса:

□ — давление ра-а; о — давление Рб-б'' ± — разность давлений между сечениями Ара-б

T

T

T

T

T

4

5

1

2

3

Биотехнические системы

V мм3/с

1,5

0,5

-0,5

Рис. 9

Изменение расхода в микроконтуре за период работы насоса

меняет направление течения, что уменьшает эффективность работы насосов и контура в целом. Это обусловлено работой клапанов, которые при закрытии выталкивают жидкость в обоих направлениях, а при открытии аккумулируют ее с обеих сторон. Интегрированием полученной зависимости по времени получено осредненное значение объемного расхода жидкости через канал в течение работы насоса.

Типичные кривые изменения давления (была проведена серия повторяющихся экспериментов) на третьем этапе (см. рис. 6) в сечениях а—а и б—б показаны на рис. 10.

р, Па

400

200

-200

-400

-600 -| Т

?\\ \ ж \ X о \ 1 ■ь □ \ □ Ж и 1—=

■Р □ я ^^^ 4 в ^ □ В 4 В Ш t, С

Л 0,5 о-в ^г Ц' ' 1 я 1,5

1\ / 1» % Ж а а а

V

3

Т

4

Т

5

Т

Т.

2

Рис. 10

Показания датчиков давления за период работы насоса в проточном контуре:

□ — давлениера-а; о — давлениеРб-б> ± — разность давлений между сечениями Дра-б

Таблица Сравнение данных измерения расхода в микроканале биореактора

Расход, измеренный на лабораторных весах, мм3/с Расход, полученный по зависимости на рис. 7, мм3/с Погрешность, %

0,114 0,113 1

0,116 0,119 3

0,12 0,125 4

По полученным кривым разностей давлений для каждой точки зависимости (рис. 7) определяли мгновенное значение расхода. Затем интегрированием определяли средний расход через канал за период 2,5 с. Результаты сравнения полученного осреднен-ного объемного расхода с измеренным на лабораторных весах представлены в таблице.

Оценка точности определения параметров течения

Погрешность измерения расхода складывается из погрешности, вносимой приборами (датчиками давления, секундомером, весами), и случайной погрешности измерений. Относительная погрешность измерений используемых датчиков давления составляет 2 %, тогда относительная погрешность значения разности давлений

=>/^4 = 03-

Относительная погрешность измерения расхода определяется из относительных погрешностей измерений массы жидкости и времени:

= 0,006.

Среднее значение полученного расхода V= = 0,119 мм3/с, тогда погрешность измерения, вносимая приборами,

Д^р = VБ пр = 0,004 мм3/с.

Случайная погрешность измерений:

ДУизм = ( ) / 3 = 0,004 мм3/с.

1=1

Таким образом, погрешность измерения расхода

ДУ = ^/ДуПр + Д^Изм = 0,006 : мм3/с

пр

или ± 5 %. Выводы

Разработан метод определения расхода питательной жидкости в замкнутом микроканале биореактора

1

0

Т

Т

Т

Т

Т

4

5

1

2

3

0

для выращивания клеток на орбитальных станциях, который учитывает особенности самого микроканала биореактора: ограниченность размеров, изменение поперечных размеров проточной части из-за гибкости стенок, выполненных из ПДМС, замкнутость контура, а также знакопеременный характер течения жидкости, вызванный спецификой работы мембранного насоса.

Разработанный метод дает возможность измерять расход течения питательной среды без нарушения целостности микроконтура, что позволяет в дальнейшем использовать его по назначению.

Литература

1. Ковачевич И. В., Гончаров И. Б., Репенкова Л. Г. Особенности фармакокинетики лекарственных препаратов в косми-

ческих полетах на МКС // Рос. физиол. журн. им. И. М. Сеченова. 2004. Т. 90, № 8. С. 335-336.

Communication from the commission to the European Parliament and the Council on the animal testing and marketing ban and on the state of play in relation to alternative methods in the field of cosmetics. Brussels, 2013. Васильев П. В., Глод Г. Д. Космическая энциклопедия « ASTROnote» : http://astronaut.ru/bookcase/books/ spacemed/text/03.htm (дата обращения 12.11.2013). Meinhart C. D., Wereley S. T., Santiago J. G. PIV measurements of a microchannel flow // Experiments in Fluids. 1999. № 27. Р. 414-419.

Serov A., Lasser T. High-speed laser Doppler perfusion imaging using an integrating CMOS image sensor // Optics Express. 2005. Vol. 13. Is. 17. Р. 6416-6428. Френкель Н. З. Введение в гидравлику. М.: ГЭИ, 1956. С. 452.

3

5

6

САНКТ-ПЕТЕРБУРГСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ ЭЛЕКТРОТЕХНИЧЕСКИЙ УНИВЕРСИТЕТ

«ЛЭТИ» ИМ. В. И. УЛЬЯНОВА (ЛЕНИНА)

(государственная лицензия на образовательную деятельность № 1908 от 28.09.2011 г., свидетельство о государственной аккредитации университета № 1545 от 19.03.2012 г.)

предлагает специалистам медико-технического профиля на 2015 учебный год модульную программу повышения квалификации «Эксплуатация и техническое обслуживание медицинских изделий».

Программа предназначена как для работников предприятий, осуществляющих сервисное обслуживание медицинских изделий (МИ), так и для работников медико-технических служб организаций и учреждений здравоохранения, которым необходимо проходить повышение квалификации не реже одного раза в 5 лет.

Обучение проводится в Институте непрерывного образования (ИНО) совместно с Региональным центром интегрированного медико-технического образования (РЦ ИМТО) университета по очно-заочной форме в соответствии с перечнем МИ, утвержденным Росздравнадзором (23 вида). Продолжительность занятий — 3 недели, количество учебных часов — 108.

Обучение завершается выдачей слушателям удостоверений о повышении квалификации установленного образца.

Справки и заявки на обучение — по электронной почте: [email protected], а также по телефону: (812) 346-45-21.

V ;