Fluxo hidrodinâmico 3D simplificado com foco para laboratório

Scientific Reports volume 13, Artigo número: 14671 (2023) Citar este artigo

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O controle preciso da posição de um fluido e de uma partícula na plataforma lab-on-a-chip é um pré-requisito crítico para muitos processos de análise downstream, como detecção, captura e separação, movendo a detecção no nível de partícula única. Com o desenvolvimento da tecnologia de fabricação microfluídica, o foco de partículas/células mudou de duas para três dimensões. O foco hidrodinâmico 3D, que classifica e alinha a nuvem de partículas que chega para que passem pela área de interrogação uma por uma, permite novas possibilidades e avanços no sistema de análise unicelular. Apesar dos excelentes resultados mostrados na literatura, ainda falta um dispositivo que possa atender simultaneamente aos requisitos de alto rendimento, compacidade, alta integrabilidade e facilidade de operação para se tornar um centro de trabalho amplamente aceito para pesquisas biomédicas e aplicações clínicas. Aqui, propusemos um dispositivo microfluídico exclusivo com foco em fluxo 3D enterrado em substrato de sílica fundida que potencialmente combina todas essas vantagens. Ao projetar um canal de amostra suspenso dentro de um canal tampão maior, fabricado explorando a técnica de micromáquina assistida por laser, é mostrada uma capacidade de focagem não dependente do tamanho. Um fluxo central espacial e temporalmente estável de uma mistura de partículas PS de 15 μm e 6 μm para uma solução de microesferas PS de 1 μm foi obtido com alta precisão. Finalmente, para testar a resolução de focagem alcançável, o chip foi testado para a detecção da bactéria Escherichia Coli em solução aquosa como prova de conceito de aplicação biológica.

A manipulação precisa de fluidos a bordo de plataformas microfluídicas tem despertado nos últimos anos a atenção da área de pesquisa Lab-On-a-Chip (LOC), devido à ampla gama de aplicações que podem ser implementadas. Além de reduzir drasticamente a quantidade de processamento de amostras e reduzir o tamanho dos instrumentos para uma escala portátil, a capacidade de controlar com precisão a posição de um fluido - portanto, das partículas que fluem nele também - dentro de dispositivos microfluídicos mudou a detecção em o nível de partícula única. Isso melhora muito a sensibilidade e a quantidade de informações extraíveis. Vários campos já se beneficiaram dessas vantagens, como o biomédico – por exemplo, citometria de fluxo e detecção de partículas únicas1 – ou o ambiental – por exemplo, monitoramento de mudanças climáticas, contaminação microbiana da água2 – e indústria – cosméticos3, e pureza de alimentos e bebidas controle2. Partículas que fluem dentro de uma plataforma microfluídica, especialmente em altas concentrações, distribuem-se aleatoriamente na seção transversal do canal, afetando drasticamente a eficiência de qualquer etapa adicional de análise. Assim, o princípio principal por trás do foco do fluxo 3D é ordenar a nuvem de partículas que chega, alinhando-as para que cruzem a área de interrogação uma por uma. Portanto, nesta perspectiva, o dispositivo de focagem ideal deve ter em conta a presença de uma ou mais etapas de análise a jusante (por exemplo, detecção, captura e separação), ao mesmo tempo que deve ser capaz de gerir partículas muito pequenas e até moléculas, um processo não dependente do tamanho. a capacidade de foco é uma virada de jogo. Por esta razão, os requisitos críticos a serem cumpridos são a compactação, para não afetar a portabilidade da plataforma, o alto rendimento, para não retardar todo o processo de análise, e a facilidade de uso, para tornar o dispositivo o mais automatizado e flexível possível. . Muitas estratégias diferentes já tentaram enfrentar esse desafio. Principalmente, duas abordagens distintas podem ser identificadas: métodos que induzem forças nas partículas externamente (também conhecidas como ativas) ou internamente (também conhecidas como passivas). No primeiro caso, os campos de força mais utilizados são acústico5, 6, magnético7 e elétrico8, 9. Embora sejam métodos eficazes, a necessidade de outros estímulos externos complica tanto o processo de fabricação, necessitando da integração de elementos como transdutores piezoelétricos, ímãs , e eletrodos, e o funcionamento, necessitando do controle da geração de força além do fluxo. Então, para deixar o campo atuar na trajetória das partículas, as taxas de fluxo precisam ser limitadas, resultando em vazões de 0,85 µL/min a algumas centenas de μL/min e apenas em casos limitados em torno de 500 µL/min4, 6. por outro lado, os métodos passivos exercem uma ação de focagem apenas graças à sua configuração de fluxo. Neste caso, outra distinção pode ser feita: algumas abordagens utilizam efeitos sem bainha, devido a forças inerciais geradas pela geometria do canal10 ou pela integração de estruturas, como ranhuras ou pilares, no canal11, 12, enquanto outras utilizam múltiplas entradas , de 1 a 4, para confinar o fluxo amostral13,14,15,16. A microfluídica inercial é um método atraente, pois permite atingir altos rendimentos (até alguns mL/min)17 e não são necessários fluxos de revestimento, reduzindo assim a complexidade operacional. No entanto, a focagem inercial tem dificuldade em melhorar a resolução da focagem, especialmente em espaços pequenos. De facto, é bem sabido que estes dispositivos exploram a competição entre duas forças que actuam sobre o fluxo das partículas, que estão fortemente relacionadas com o seu tamanho: as forças de sustentação induzidas pelo cisalhamento e as forças de sustentação induzidas pela parede . Assim, para conseguir a focagem do fluxo é necessário utilizar apenas um diâmetro de partícula de cada vez. Além disso, focar partículas próximas à escala (sub) micrométrica encontra dificuldades, pois o comprimento mínimo do microcanal necessário para uma focagem eficaz aumenta dramaticamente à medida que o tamanho da partícula diminui, afetando a compactação do chip e complicando a integração de etapas adicionais de análise. Em canais retos, a geometria e o comprimento de focagem variam dependendo do diâmetro da partícula 10, 18, 19, 20, 21, enquanto no caso de canais espirais 22, 23 ou matrizes de contração-expansão 24, usando uma mistura de diferentes tamanhos, diferentes equilíbrios os pontos são definidos em posições diferentes na seção do canal. Isto resulta em múltiplos fluxos focados que são inadequados para uma única região de interrogação. Então, efeitos inerciais são observados quando a fração volumétrica das partículas é inferior a 1% - para evitar que as interações partícula-partícula interrompam a focagem . Isto significa que a amostra deve ser diluída, diminuindo o rendimento efetivo e exigindo uma etapa adicional de pré-processamento. A maneira conceitualmente mais fácil de confinar o fluxo da amostra no centro de um canal microfluídico, independentemente do tamanho da partícula, é injetar outros quatro fluxos dentro do mesmo canal. Muitos trabalhos implementaram tal estratégia, obtendo bons resultados de focagem14, 16, 26, 27, mas ainda assim a necessidade de gerenciar cinco (ou seis) entradas simultaneamente não facilita o uso do dispositivo em aplicações clínicas. Por esta razão, vários grupos apresentaram soluções intrigantes para reduzir o número de portas de injeção. Uma das estratégias mais utilizadas é dividir um ramal original antes de conectá-lo ao canal principal, diminuindo o número de entradas em duas13, 28, 29. Além da reduzida complexidade na operação de tais dispositivos, o fluxo deve ser particionado com precisão em todos os ramos para alcançar um posicionamento preciso das partículas. Assim, aumenta o risco de introdução de assimetrias na manipulação do fluido ou na geometria, durante os processos de fabricação ou no funcionamento experimental - por exemplo, devido a uma bolha de ar. Tripathi et al.30 alcançaram uma geometria simplificada com apenas duas entradas e sem divisão, que explora a combinação de um fluxo tampão e o efeito de vórtice de Dean devido aos canais curvos. Além da boa eficiência de focagem, os rendimentos são limitados a 100 µL/min. Em vez disso, alguns outros trabalhos chegaram a um compromisso usando duas entradas de bainha e reduzindo a proporção do canal de amostra, de modo que o fluxo tampão envolve o fluxo principal na junção 31, 32. No entanto, também esses dispositivos mostram uma vazão limitada variando de µL/min a 30 µL/min, principalmente devido à deformabilidade do polidimetilsiloxano (PDMS), do qual são feitos. Em vez disso, Patel et al.33 usaram uma estratégia semelhante, mas a taxa de fluxo do dispositivo não é limitada graças à microfresagem de polimetilmetacrilato (PMMA). Contudo, uma vez que as suas partículas concentradas fluem no fundo do canal principal, o dispositivo está exposto a riscos de entupimento. Outras soluções criativas são representadas por tentativas de circundar um canal principal por entradas tampão, integrando duas micropipetas34, vários microcapilares35 ou um microbocal36. Além da implementação elegante, os dispositivos são muito frágeis e o desempenho está estritamente ligado à precisão do processo de fabricação.