Focalisation hydrodynamique 3D simplifiée pour le laboratoire

Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 14671 (2023) Citer cet article

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Le contrôle précis de la position d'un fluide et d'une particule au sein d'une plate-forme de laboratoire sur puce est une condition préalable essentielle pour de nombreux processus d'analyse en aval, tels que la détection, le piégeage et la séparation, déplaçant la détection au niveau d'une particule unique. Avec le développement de la technologie de fabrication microfluidique, la focalisation des particules/cellules est passée de deux à trois dimensions. La focalisation hydrodynamique 3D, qui trie et aligne le nuage de particules entrant afin qu'elles traversent la zone d'interrogation une par une, ouvre de nouvelles possibilités et percées dans le système d'analyse unicellulaire. Malgré les excellents résultats présentés dans la littérature, il manque toujours un dispositif capable de répondre simultanément aux exigences de débit élevé, de compacité, d'intégrabilité élevée et de facilité d'utilisation pour devenir un centre de travail largement accepté pour la recherche biomédicale et les applications cliniques. Ici, nous avons proposé un dispositif microfluidique unique de focalisation de flux 3D enfoui dans un substrat de silice fondue qui combine potentiellement tous ces avantages. En concevant un canal d'échantillon suspendu à l'intérieur d'un canal tampon plus grand, fabriqué en exploitant la technique d'une micromachine assistée par laser, une capacité de focalisation indépendante de la taille est démontrée. Un flux central spatialement et temporellement stable d'un mélange de particules de PS de 15 µm et de 6 µm vers une solution de microsphères de PS de 1 µm a été obtenu avec une grande précision. Enfin, pour tester la résolution de focalisation réalisable, la puce a été testée pour la détection de la bactérie Escherichia Coli dans une solution aqueuse comme preuve de concept d'application biologique.

La manipulation précise des fluides à bord des plates-formes microfluidiques a suscité ces dernières années l'attention du domaine de recherche Lab-On-a-Chip (LOC), en raison du large éventail d'applications pouvant être mises en œuvre. En plus de réduire considérablement la quantité d'échantillons à traiter et de réduire la taille des instruments à une échelle portable, la capacité de contrôler avec précision la position d'un fluide (et donc des particules qui y circulent également) au sein de dispositifs microfluidiques a modifié la détection à un niveau plus élevé. le niveau de particule unique. Cela améliore considérablement la sensibilité et la quantité d’informations extractibles. De nombreux domaines ont déjà bénéficié de ces avantages, tels que le domaine biomédical (par exemple, la cytométrie en flux et la détection de particules uniques1) ou le domaine environnemental (par exemple la surveillance du changement climatique, la contamination microbienne de l'eau2) et l'industrie (les cosmétiques3 et la pureté des aliments et des boissons). contrôle2. Les particules circulant dans une plate-forme microfluidique, en particulier à des concentrations élevées, se répartissent de manière aléatoire dans la section transversale du canal, affectant considérablement l'efficacité de toute étape d'analyse ultérieure4. Ainsi, le principe principal de la focalisation du flux 3D est d’ordonner le nuage de particules entrant, en les alignant de manière à ce qu’elles traversent la zone d’interrogation une par une. Par conséquent, de ce point de vue, le dispositif de focalisation idéal doit prendre en compte la présence d'une ou plusieurs étapes d'analyse en aval (par exemple détection, piégeage et séparation), tout en étant capable de gérer de très petites particules et même des molécules, un processus non dépendant de la taille. la capacité de mise au point change la donne. Pour cette raison, les exigences essentielles à remplir sont la compacité, pour ne pas affecter la portabilité de la plateforme, un débit élevé, pour ne pas ralentir l'ensemble du processus d'analyse, et la facilité d'utilisation, pour rendre l'appareil aussi automatisé et flexible que possible. . De nombreuses stratégies différentes ont déjà tenté de relever ce défi. Principalement, deux approches distinctes peuvent être identifiées : les méthodes qui induisent des forces sur les particules de manière externe (c'est-à-dire active) ou interne (c'est-à-dire passive). Dans le premier cas, les champs de force les plus utilisés sont acoustiques5, 6, magnétiques7 et électriques8, 9. Bien qu'il s'agisse de méthodes efficaces, le besoin d'autres stimuli externes complique à la fois le processus de fabrication, nécessitant l'intégration d'éléments tels que des transducteurs piézoélectriques, des aimants , et des électrodes, et le fonctionnement, nécessitant le contrôle de la génération de force en plus du débit. Ensuite, pour laisser le champ agir sur la trajectoire des particules, les débits doivent être limités, ce qui conduit à des débits de 0,85 µL/min à quelques centaines de µL/min et dans des cas limités autour de 500 µL/min4, 6. En revanche, les méthodes passives exercent une action de focalisation uniquement grâce à leur configuration de flux. Dans ce cas une autre distinction peut être faite : certaines approches utilisent des effets sans gaine, dus aux forces d'inertie générées par la géométrie du canal10 ou par l'intégration de structures, telles que des rainures ou des piliers, dans le canal11, 12, tandis que d'autres utilisent des entrées multiples. , de 1 à 4, pour confiner le flux d’échantillon13,14,15,16. La microfluidique inertielle est une méthode intéressante car elle permet d'atteindre des débits élevés (jusqu'à quelques ml/min)17 et aucun flux de gaine n'est nécessaire, réduisant ainsi la complexité opérationnelle. Cependant, la focalisation inertielle a du mal à améliorer la résolution de focalisation, en particulier dans les petits espaces. En effet, il est bien connu que ces dispositifs exploitent la compétition entre deux forces agissant sur les particules en écoulement, fortement liées à leur taille : les forces de portance induites par le cisaillement et les forces de portance induites par les parois17. Ainsi, pour obtenir une focalisation du flux, il est nécessaire d’utiliser un seul diamètre de particule à la fois. De plus, la focalisation de particules proches de l'échelle (sub)micrométrique se heurte à des difficultés, car la longueur minimale du microcanal requise pour une focalisation efficace augmente considérablement à mesure que la taille des particules diminue, affectant la compacité de la puce et compliquant l'intégration d'étapes d'analyse ultérieures. Dans les canaux droits, la géométrie et la longueur de focalisation varient en fonction du diamètre des particules10, 18,19,20,21, tandis que dans le cas des canaux en spirale22, 23 ou des réseaux de contraction-expansion24, en utilisant un mélange de différentes tailles, différents équilibres les points sont définis à différentes positions dans la section du canal. Il en résulte de multiples flux ciblés qui ne conviennent pas à une seule région d'interrogation. Ensuite, des effets d’inertie sont observés lorsque la fraction volumique des particules est inférieure à 1 %, afin d’éviter que les interactions particule-particule ne perturbent la focalisation25. Cela signifie que l’échantillon doit être dilué, ce qui diminue le débit effectif et nécessite une étape de prétraitement supplémentaire. Le moyen le plus simple, sur le plan conceptuel, de confiner le flux d’échantillon au centre d’un canal microfluidique, quelle que soit la taille des particules, consiste à injecter quatre autres flux dans le même canal. De nombreux travaux ont mis en œuvre une telle stratégie, obtenant de bons résultats de focalisation14, 16, 26, 27, mais la nécessité de gérer cinq (ou six) entrées simultanément ne facilite pas l'utilisation du dispositif dans les applications cliniques. Pour cette raison, plusieurs groupes ont présenté des solutions intéressantes pour réduire le nombre de ports d’injection. L'une des stratégies les plus utilisées consiste à diviser une branche d'origine avant de la connecter au canal principal, en diminuant le nombre d'entrées à deux13, 28, 29. Outre la complexité réduite du fonctionnement de tels dispositifs, le flux doit être précisément partitionné en toutes les branches pour atteindre un positionnement précis des particules. Ainsi, le risque d'introduire des asymétries dans la manipulation du fluide ou dans la géométrie, lors des processus de fabrication ou dans le fonctionnement expérimental – du fait par exemple d'une bulle d'air – augmente. Tripathi et al.30 ont obtenu une géométrie simplifiée avec seulement deux entrées et aucune division, qui exploite la combinaison d'un écoulement tampon et de l'effet vortex de Dean dû aux canaux courbes. Outre la bonne efficacité de focalisation, les débits sont limités à 100 µL/min. Au lieu de cela, certains autres travaux ont atteint un compromis en utilisant deux entrées de gaine et en réduisant le rapport d'aspect du canal d'échantillon, de sorte que le flux tampon enveloppe le flux principal à la jonction. Néanmoins, ces dispositifs présentent également un débit limité allant de de µL/min à 30 µL/min, principalement en raison de la déformabilité du polydiméthylsiloxane (PDMS), dont ils sont constitués. Au lieu de cela, Patel et al.33 ont utilisé une stratégie similaire, mais le débit de leur dispositif n'est pas limité grâce au microbroyage du polyméthacrylate de méthyle (PMMA). Cependant, leurs particules focalisées circulant au fond du canal principal, le dispositif s'expose à des risques de colmatage. D'autres solutions créatives sont représentées par des tentatives d'entourer un canal principal d'entrées tampons, en intégrant deux micropipettes34, plusieurs micro-capillaires35, ou une micro-buse36. Outre une mise en œuvre élégante, les appareils sont très fragiles et les performances sont strictement liées à la précision du processus de fabrication.