WO2010084273A1 - Dispositif microfluidique, systeme et procede de mise en oeuvre - Google Patents

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WO2010084273A1
WO2010084273A1 PCT/FR2010/000066 FR2010000066W WO2010084273A1 WO 2010084273 A1 WO2010084273 A1 WO 2010084273A1 FR 2010000066 W FR2010000066 W FR 2010000066W WO 2010084273 A1 WO2010084273 A1 WO 2010084273A1
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liquid
particles
interest
channel
seal
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PCT/FR2010/000066
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Phuong-Lan Tran
Gilles Jean-Pierre Regnier
François Jacques Romain BRETON
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Centre National De La Recherche Scientifique
Ecole Normale Superieure De Cachan
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Definitions

  • the invention relates to a microfluidic device, a system and a method of implementation.
  • a microfluidic device In many technical fields, it is necessary to react certain particles of interest present in a complex liquid, that is to say having many types of particles.
  • reaction is understood to mean any interaction between a molecule of interest and a suitable molecule.
  • the interaction can be the formation of a covalent bond or not. This reaction may therefore allow capture, chemical modification or steric modification of the particles of interest.
  • liquid By “liquid” will be understood in the rest of the description, the carrier liquid and the particles it contains, including the particles of interest.
  • a particular example is the capture of circulating tumor cells (CTCs) present in blood samples of people suffering from cancer.
  • CTCs circulating tumor cells
  • breast cancer is the most common cancer in women whose main cause of death is due to the invasion of metastases.
  • CTCs Three techniques are currently used for the detection of CTCs: two cytometric methods: immunomagnetic separation and cellular ultrafiltration, and a multiple marker assay using RT-PCR methodology in real time.
  • Immunomagnetic separation uses magnetic beads (CellServe System, Immunicon-Veridex), while cell filtration uses a Poretics polycarbonate Track-Etch-type (PCTE) membrane calibrated with 8 ⁇ m cylindrical pores.
  • PCTE Poretics polycarbonate Track-Etch-type
  • a microfluidic immunosensor of cells comprises a laminar flow chamber of liquid circulation, a wall of which has been functionalized by an organized monolayer of self-assembled silane chains, so as to fix specific antibodies capable of capturing a subunit. -population of cells within a biological sample, put into circulation in this room.
  • This immunosensor is powerful but it requires the manufacture of a specially adapted microscope stage.
  • This immunosensor is therefore not very compatible with carrying out analyzes at the rates practiced in the analysis laboratories.
  • performing tests in parallel from a single source of liquid and with several previous immunosensors poses fluid circulation problems and, in particular, homogeneity of CTC distribution between the devices.
  • the Applicant has realized a single immunosensor integrating several chambers served by a single feed channel to constant section.
  • a single immunosensor integrating several chambers served by a single feed channel to constant section.
  • capillary resistance phenomena favoring, randomly, the circulation of liquid in certain chambers.
  • one solution is to provide as many identical pumping means as chambers to reproduce the experiments simultaneously, and under the same physicochemical and biological conditions.
  • such a device allows a better distribution of the liquid in the chambers, but does not allow a homogeneous distribution of the particles of interest. It therefore does not currently seem possible to carry out in parallel several experiments, identical or otherwise, satisfactorily.
  • the Applicant has found that, surprisingly, the poor distribution of the particles in the various chambers arises for certain liquids only, in which the carrier liquid has a dynamic viscosity of between about 5.1CT 4 Pa.s and about 3.10 -2 Pa.s, the particles of interest have a diameter of between approximately 1 .mu.m (for example bacteria) and 25 .mu.m (for example cells, such as tumor cells), the particles of interest and the carrier liquid have a difference in density, in absolute value, between about 30 mg / ml and about 3.5 g / ml.
  • the viscosity values are given for a temperature of 37 ° C and at normal pressure.
  • the blood has a dynamic viscosity of between approximately 4.10 -3 Pa.s and 2.5 * 10 -2 Pa.s.
  • the dynamic viscosity of the water was measured at approximately 0.7 ⁇ 10 3 Pa.s and the dynamic viscosity of a mixture of water and 65% of glycerol was measured. to about 3.10 "2 Pa.s.
  • This mixture simulates an aqueous liquid comprising a high concentration of cells. This latter measurement was carried out with a British-Standard U-tube capillary viscometer from Cannon Instrument Company.
  • Such a liquid may be a diluted blood sample.
  • the problem of distribution of the particles arises, more particularly for liquids in which the particles of interest have a diameter of between about 15 microns and about 25 microns. It arises, more particularly for liquids in which the particles of interest and the carrier liquid have a difference in mass volume, in absolute value, between about 2 g / mL and 3 g / mL and, in particular about 2.5 g / mL.
  • the present invention therefore aims at providing a device allowing a homogeneous and reproducible diffusion of a aforementioned liquid in several rooms in parallel, usable routinely, at a fast rate and under satisfactory economic conditions, with improved reliability by performing in parallel several identical or different experiments on a large capture surface, limiting the amount of liquid needed, and allowing a reliable logistics within an analysis laboratory.
  • the subject of the invention is a microfluidic reaction device with particles of interest present in a liquid circulated by a pump from a reservoir, comprising a cap intended to be placed hermetically on a slide, one face of which is at least partially functionalized so as to react the particles of interest present in the liquid, the cap comprising: o a liquid supply channel, intended to be connected to the reservoir, and provided with N channel segments, N being a integer greater than or equal to 2, each segment being in fluid communication with at least one liquid inlet pipe for circulating the liquid in N chambers, the feed channel being provided with liquid acceleration means along the channel ; and o N liquid outlet lines out of the N chambers.
  • the liquid acceleration means may consist of at least two segments of the supply channel of different sections, the sections being smaller and smaller in the direction of circulation of the liquid;
  • the intake ducts may show a sudden enlargement of the section in the direction of circulation of the liquid
  • the cover can be transparent; and or
  • the hood may be of polymethylmethacrylate (PMMA).
  • the invention also relates to a reaction system with particles of interest present in a liquid coming from a reservoir, comprising: a blade, one face of which is at least partially functionalized so as to react the particles of interest present in the liquid; a seal having a planar portion, to be arranged hermetically on the blade, and provided with N openings each defining a laminar flow chamber, N being an integer greater than or equal to 2;
  • a previous device arranged in such a way that the cover is hermetically arranged on the blade; a liquid reservoir in fluid communication with the supply channel of the device; at least one evacuation tube connected to the outlet pipes of the device; at least one pump controlling the circulation of the liquid from the reservoir to the outlet pipes, via the N chambers of the device; a sensor arranged to allow analysis of the glass slide when the liquid has circulated in the chambers.
  • the system may further comprise at least one liquid circulation tube making it possible to recycle the liquid from the outlet pipes to the tank;
  • the system may further comprise a casing arranged in a hermetic manner between the cover and the seal;
  • the casing may be made of polymethylmethacrylate (PMMA), aluminum or aluminum alloy;
  • the housing may comprise the liquid reservoir;
  • the seal may be polydimethylsiloxane (PDMS); and or
  • the seal may further comprise a rod provided with a distal tubular portion, providing the sealed connection between the reservoir and the hood supply channel.
  • the invention also relates to a reaction method with particles of interest present in a liquid from a reservoir, comprising the following steps:
  • the method may further comprise a step of homogenizing the liquid in each intake pipe; The method may comprise the following steps:
  • a cover comprising a liquid supply channel provided with N channel segments each being in fluid communication with at least one liquid intake duct in a chamber; place the cover hermetically on the joint,
  • the acceleration of the liquid can be achieved by reducing the section of the feed channel before each intake pipe, the sections being smaller and smaller in the direction of liquid flow;
  • the carrier liquid may have a viscosity at 37 ° C, between about 5.1CT 4 Pa.s and approximately 3.10 "2 Pa.s, the particles of interest may have a diameter between approximately 1 .mu.m and 25 .mu.m, the particles of interest and the carrier liquid may have a difference in density, in absolute value, between about 30 mg / ml and about 3.5 g / ml;
  • the carrier liquid may have a viscosity of approximately 10 3 Pa.s;
  • the particles of interest may have a diameter of between approximately 15 ⁇ m and approximately 25 ⁇ m; and / or the particles of interest and the carrier liquid may have a difference in density, in absolute value, of between approximately 2 g / ml and 3 g / ml and, in particular, approximately 2.5 g / ml. .
  • FIG. 1 a diagrammatic view from above of two single-chamber immunosensors, connected in parallel, powered by "Y" branch tubes, after circulation of a liquid comprising MCF7 breast cancer cells;
  • - Figure 2 is a schematic longitudinal sectional view of a system according to the invention for the detection of particles of interest using a device according to the invention;
  • FIG. 3 is a diagrammatic cross-sectional view of an immunosensor of the device of FIG. 2 along line II-II;
  • - Figure 4 a photo of an alternative embodiment of the immunosensor of Figure 2 disassembled;
  • FIG. 1 a diagrammatic view from above of two single-chamber immunosensors, connected in parallel, powered by "Y" branch tubes, after circulation of a liquid comprising MCF7 breast cancer cells;
  • - Figure 2 is a schematic longitudinal sectional view of a system according to the invention for the detection of particles of interest using a device according to the invention;
  • FIG. 3 is a diagrammatic cross-sectional view of an immunosensor of the device of FIG.
  • FIG. 5 is a diagrammatic cross-sectional view seen from the side of a first embodiment of the hood supply duct of the immunosensor according to the invention
  • FIG. 6 is a view from above of a blade obtained after circulation of a liquid comprising MCF7 breast cancer cells in an immunosensor according to the invention provided with the supply channel of FIG.
  • FIG. 8 is a view from above of a blade obtained after circulation of a liquid comprising CTCs in an immunosensor according to the invention provided with the supply channel of FIG.
  • Figure 9 is a schematic perspective view of a variant of an immunosensor according to the invention, provided with a housing;
  • Figure 10 is a bottom view of the immunosensor of Figure 9;
  • Figure 11 is a schematic perspective view of an embodiment of a seal for an immunosensor according to the invention;
  • Figure 12 is a partial schematic side view of the seal of Figure 11;
  • Figure 13 is a schematic perspective view of mounting the blade under the housing of the immunosensor of Figure 9;
  • Figure 14 is a schematic perspective view of mounting the cover on the housing of the immunosensor of Figure 9; and - Figures 15 and 16, two partial enlargements of Figure 14 at two different angles, showing a means for positioning the cover on the housing.
  • the exemplary system according to the invention described with reference to FIGS. 2 to 16 is an immunosensor for capturing CTC in a blood sample.
  • CTCs are circulating tumor cells in the peripheral blood of a patient.
  • the immunosensor 1 illustrated in FIG. 2 comprises a plate 2, preferably made of glass or silicon, one face of which 2a is functionalized by means of recognition molecules 3, adapted to the particles of interest which it is desired to capture in the liquid.
  • the face 2a is chemically modified by silane chains. These chains are described in patent FR2872912.
  • a seal 4 is disposed on the blade 2. It is provided with four openings 5 each defining the contour of a laminar flow chamber.
  • the seal has a broad meaning. It may consist of several independent loops, that is to say not connected to each other, but each defining the contour of a laminar flow chamber. However, it is more practical that the seal consists of a single piece comprising several openings, that is to say forming several loops connected together.
  • a cover 6 is disposed above the seal and comprises a supply channel 7 for supplying each chamber with liquid, and 8 outflow lines of liquid from each of the chambers.
  • the feed channel 7 is provided with as many channel segments as the seal comprises apertures.
  • the supply channel 7 comprises four channel segments 7a, 7b, 7c and 7d. Each segment is in fluid communication with a liquid inlet line 9a, 9b, 9c and 9d in a chamber.
  • the feed channel 7 is provided with liquid acceleration means along the channel.
  • the liquid acceleration means are constituted by four segments of the feed channel each having different sections, the sections being smaller and smaller in the direction of circulation of the liquid, according to the arrow F1.
  • This means of acceleration makes it possible to keep the speed of the liquid substantially constant along the supply channel 7, and ensures a homogeneous distribution and circulation of the particles of interest in each chamber (see FIG. 8).
  • the supply channel comprises means for accelerating the fluid so that the average velocities of the fluid, upstream and downstream of a liquid intake duct in a given chamber, remain substantially constant. This allows a homogeneous distribution of the particles between the chambers and within the same chamber and ensures the reproducibility of the experimental conditions between the different chambers of the same microfluidic device.
  • the feed channel has acceleration means at least for the last segment of the feed channel (see Figure 5).
  • the microfluidic device according to the invention comprises a large number of chambers and, therefore, intake ducts, the speed difference between the first and the second segment can be considered negligible. Thus, it is not necessarily necessary to accelerate the liquid between these two sections.
  • an acceleration means will be incorporated at the beginning of the segment k when the distribution within the chamber k is not homogeneous with the preceding chambers.
  • an acceleration means consisting of a section reduction.
  • the invention proposes an acceleration means immediately downstream of each liquid intake pipe, which allows the fluid not to experience slowing between the upstream and downstream segments of a chamber and, thus, of ensure the same experimental conditions between each room.
  • the acceleration means is a section reduction of the supply channel.
  • each inlet pipe is disposed plumb with each section narrowing.
  • the sections are reduced from 1 nth of S to each channel segment.
  • a third segment 7c of section S3 1/2 of S1
  • a fourth segment 7d of section S4 1/4 of S1.
  • the section reduction must be made sufficiently abruptly to accelerate the fluid after each intake line so that the average velocity of the fluid remains constant along the channel.
  • the section reduction must therefore be done for a maximum length from each intake pipe.
  • variable section supply channel in which the section reduction is made over a length at most equal to the maximum length determined in the manner previously described.
  • the section change must be at least 1.6 mm in length to achieve acceleration liquid and a substantially constant average speed.
  • the section reduction areas may be, for example, tapered at a 60 ° angle to the axis of revolution of the feed channel.
  • the immunosensor 1 is in fluid communication with a reservoir 10 of liquid 11.
  • each output line 8 of the immunosensor 1 is connected to a pump 13 by the According to an alternative illustrated in FIG. 4, each outlet pipe 8 can be connected directly to the pump 13.
  • Pump means any pumping means for circulating the liquid in the system and in the immunosensor.
  • a syringe used to circulate the liquid is considered a pump within the meaning of the present invention.
  • the pump 13 controls the circulation of the liquid 11 from the reservoir 10 to the outlet lines 8 via the chambers of the immunosensor.
  • the pump 13 can be mounted in pressure, that is to say it pushes the liquid 11 from the reservoir 10 to the immunosensor 1, or in suction, that is to say, it sucks the liquid through the outlet lines, which sucks the liquid from the tank 10 to the immunosensor 1.
  • a flow rate is imposed in each chamber by a pump implemented upstream or downstream of the immunosensor.
  • the pump 13 is a peristaltic pump with multiple channels placed downstream of the immunosensor.
  • each outlet pipe of each chamber is connected to a channel of the pump.
  • the pump 13 can simply evacuate the liquid according to the arrow F2 or, thanks to a liquid recirculation tube 14, recycle the liquid according to the arrow F3 from the outlet pipes 8 to the reservoir 10.
  • a sensor 15 is disposed relative to the immunosensor so as to allow analysis of the blade 2 when the liquid has circulated in the chambers.
  • the sensor 15 is an optical sensor which can be arranged above the cover 6, as illustrated in FIG. 2, or below the blade 2. In order to detect the particles, the position of the sensor may require optical transparency of the cover .
  • a flow of liquid is generated in the supply channel of the immunosensor and the liquid is accelerated. along this channel, preferably before it enters each chamber, to maintain its substantially constant velocity along the channel.
  • the distribution of the liquid and the particles of interest it contains is homogeneous in each chamber.
  • the invention makes it possible to simultaneously perform several capture experiments, identical or not, of particles of interest with the same physicochemical and biological conditions for each repetition.
  • the number N of chambers, and therefore the number of repetitions, is an integer greater than or equal to 2.
  • the blade 2 has a standard size microscope slide, that is to say a size of 76 ⁇ 25mm (3 "x1"). With a blade of this size, preferably four individual laminar flow chambers having an oblong shape circumscribed by a rectangle of length 16 mm and width 6 mm.
  • the gasket 4 has a flat part 4a provided with openings 5 (only one is visible in FIG. 3) each defining a laminar flow chamber and means 4c, 4d of hermetic retention. the hood 6 and the blade 2.
  • the thickness "e" of the flat portion 4a of the seal 4 determines the height of each chamber. Preferably, this thickness e is chosen equal to about 0.5 mm.
  • an immunosensor is obtained with laminar flow chambers of 48 mm 3 each.
  • each of these chambers allows, nevertheless, a laminar flow and a reaction of the particles of interest with little liquid.
  • the device according to the invention thus achieves a miniaturization making it possible to carry out several analyzes simultaneously, with a single sample of liquid in a small quantity.
  • FIG 4 illustrates an alternative embodiment of the immunosensor of Figures 2 and 3 disassembled.
  • the seal 4 has two C 4b parts between which the flat portion 4a of the seal extends.
  • the seal thus has two longitudinal grooves 4c in which the cover 6 must be slid, and two groove 4d in which the blade 2 must be slid.
  • the seal is of a flexible material, such as polydimethylsiloxane (PDMS).
  • PDMS polydimethylsiloxane
  • the sealing of the laminar flow chambers is provided by the seal whose crushing by the cover 6 and the blade 2 makes each chamber hermetic.
  • the blade 2 illustrated in FIG. 4 has five functionalized surfaces 2b so as to fix the particles of interest 3 present in the liquid.
  • these 2b surfaces chemically modified by silane chains, are coated with anti-epithelial cell adhesion molecule 3 antibodies recognizing the EpCAM human antigen expressed on the surface of MCF7 cells.
  • Each surface 2b functionalized by the antibodies is intended to face each opening 5 of the seal 4.
  • the entire face 2a of the blade 2 is chemically modified by silane chains and functionalized by antibodies.
  • the parts in contact with the seal 4, that is to say all parts of the seal other than the openings 5, will not be used to capture the particles of interest.
  • the cover 6 has five lines 8 out of the liquid out of the chambers.
  • Each pipe 8 is intended to be connected directly to a pump 13.
  • each outlet pipe 8 can be connected to the pump 13 via a drain pipe 12.
  • the hood 6 may have stops 6a to precisely position the cover in the grooves 4c of the seal 4.
  • the acceleration means (not visible) of the liquid along the channel 7 make it possible to obtain a homogeneous distribution of the particles of interest in each chamber and substantially identical between the chambers.
  • An example of a first embodiment of a feed channel having such acceleration means is illustrated in FIG. 5.
  • Channel 7 has four channel segments 7a, 7b, 7c and 7d.
  • the segments 7a to 7c have identical sections.
  • the segment 7d the most downstream with respect to the direction of flow of the liquid according to the arrow F4, has a lower section than the segments 7a to 7c. In the example shown, the latter have a section of 2 mm in diameter, while the segment 7d has a section of 1 mm in diameter.
  • Each segment 7a to 7d is in fluid communication with a pipe, respectively 9a, 9b, 9c and 9d, for admitting the liquid into a chamber.
  • the inlet ducts 9a, 9b, 9c and 9d have a sharp enlargement 15 of section in the direction of circulation of the liquid according to the arrow F5.
  • the inlet ducts have an upstream section of 0.4 mm in diameter, and a downstream section of 0.8 mm in diameter.
  • FIG. 6 represents a view from above of a plate obtained after circulation of a liquid comprising particles of interest in an immunosensor equipped with the supply channel of FIG. 5.
  • the end of the feed channel 7 has, advantageously, an angle ⁇ of about 60 ° with respect to the axis of the channel.
  • the channel 7 has four channel segments 7a to 7d, each of different sections, the sections being smaller and smaller in the direction of flow of the liquid according to the arrow F4.
  • the segment 7a has a section 2 mm in diameter
  • the segment 7b has a section of 1, 7 mm in diameter
  • segment 7c has a section of 1, 4 mm in diameter
  • segment 7d has a section of 1 mm in diameter
  • the flow rate, in use being about 90 ⁇ L / min.
  • FIG. 8 represents a view from above of a plate obtained after circulation of a liquid comprising particles of interest in an immunosensor equipped with the supply channel of FIG. 7.
  • White zones W may be the consequence of non-homogeneous functionalization of the surface of the blade.
  • the seal 4 is disposable to avoid leaks and obtain accurate results.
  • an immunosensor 20 may be provided with a housing 21.
  • the housing 21 comprises a body 210 provided with a reservoir 211 and holding means 212 of a cover 6.
  • the housing also comprises openings 213 in number equal to the number of chambers, here four.
  • FIG. 10 shows a view from below of the variant of FIG. 9.
  • the housing 21 comprises means 214 for holding a functionalized blade 2.
  • the casing has a shoulder 215 at the edge of the openings 213 and between the openings.
  • This shoulder 215 is intended to receive a seal 300 illustrated in Figure 1 1.
  • This seal can be made by injection molded housing, making it integral with the latter.
  • the latter has a planar portion 301 comprising four loops interconnected and defining four openings 302.
  • the seal optionally comprises a rod 303 provided with a distal tubular portion 304 intended to ensure the sealed connection between the reservoir 211. and the feed channel 7 of the hood 6.
  • the seal 300 has a crushable lower lip 305 (FIG. 12) intended to come into contact with the glass slide for sealing between the blade and the seal 300.
  • the upper face 306 of the gasket 300 is intended to come into contact with the casing 20 via the shoulder 215.
  • the cover 6 has a flat bottom surface intended to be applied on the housing 20.
  • the cover has counterforms 6b (see Figure 14) adapted to the openings 213 of the housing 20.
  • the counterforms have a height slightly greater than the thickness of the housing so that when the cover 6 is positioned on the casing 20, the counter-forms pass through the openings 213 and crush the edges of the seal 300.
  • the floor of the laminar flow chambers is constituted by the upper surface of the blade 2 chemically modified by silane chains, and functionalized by antibodies
  • the wall of the chambers is constituted by the edge of the openings 302 of the seal
  • the Ceiling of the chambers is constituted by the surface of the counterforms of the cover 6. The assembly is sealed by crushing the seal between the counterforms of the cover 6, the housing 20 and the glass plate 2.
  • the same seal 300 can also seal between the reservoir 211 and the feed channel 7 of the cover 6 through the distal tubular portion 304.
  • the mounting of the immunosensor of Figure 9 is illustrated in Figures 13 to 16.
  • the seal 300 is positioned so that its planar portion 301 is under the casing 20.
  • the seal 300 comprises a rod 303
  • the rod is passed through the passage opening (not shown) so as to position the seal.
  • the blade 2 is inserted so that the at least partially functionalized face is in contact with the seal 300.
  • the blade 2 is held in position by the elastic means 214.
  • the cover 6 is positioned on the casing 20.
  • the cover 6 and the casing 20 have positioning means of keying type to avoid assembly errors.
  • the cover 6 has a stud 6c and the housing 20 has a notch 216 of complementary shape to the stud 6c.
  • the cover 6 is engaged on the casing 20 along the arrow F7 so as to connect the stud 6c and the notch 216. Then the cover 6 is plate on the casing 20 along the arrow F8 so as to block the cover 6 with the blocking means 212.
  • the liquid is accelerated along the feed channel, preferably before it enters each intake line.
  • the acceleration of the liquid is preferably achieved by reducing the section of the feed channel before each intake pipe, the sections being smaller and smaller in the liquid flow direction.
  • the liquid may also undergo a homogenization step in each intake pipe.
  • the immunosensor according to the invention has a structure that makes it easy to handle because it is quick to assemble and disassemble. In addition, it is possible to achieve it in standard dimensions for routine use, at a fast rate of analysis and under satisfactory economic conditions.
  • the immunosensor according to the invention makes it possible to carry out in parallel several experiments, identical or not, simultaneously and under physicochemical conditions. and identical biologicals. The reliability of the analyzes is thus improved.
  • the assembly can carry machine-readable identification means, such as a bar code or an RFID chip. This allows reliable logistics within an analysis laboratory.
  • the immunosensor according to the invention is particularly well suited to the detection of circulating tumor cells (CTC) present in a blood sample.
  • CTC circulating tumor cells
  • the blood sample can include up to one hundred million nucleated cells without affecting the immunosensor function.
  • the devices of the invention can be used in all kinds of applications, especially for high throughput screening and high reagent content:
  • chemistry In chemistry, they can be used to make reactions, in particular to implement combinatorial chemistry processes, separations, liquid-liquid extractions, crystallization and solubilization tests of mineral or organic molecules / particles.
  • formulation assistance protocols optimization of chemical mixtures to access a given physical and / or chemical property.
  • They can also be used to detect the evolution of pathological cells for the diagnosis of autoimmune diseases.
  • They can also be used to detect the evolution of specific post-vaccine cells. They can also have applications in clinical, food or environmental microbiology such as the detection of pathogens from various samples (blood, food, water ).
  • Cellular selection by a functionalized surface in a fluidic microsystem is particularly aimed at the pharmaceutical industries involved in the clinical diagnosis fields from a blood sample or a biological fluid.
  • the devices of the invention can also be used for the study of products extracted / used in the exploitation of petroleum deposits (crude oil, drilling fluids, sludge), paints, cosmetic creams or food formulations (quality control ).
  • the foregoing device is generally used in an arrangement such that the feed channel and the intake ducts are disposed at a greater height than the chambers. This arrangement is preferably used when the particles of interest have a density greater than that of the carrier liquid, in the previously described ranges of values.
  • the system can also operate "flipped": the arrangement is then such that the feed channel and the intake ducts are arranged at a lower height relative to the chambers. In this case, the liquid is sucked upwards, that is to say towards the chambers.
  • This arrangement is preferably used when the carrier liquid has a density greater than that of the particles of interest (the particles tend to float on the liquid), in the ranges of values previously described.
  • the cover and the housing can be of all types provided that they are not cytotoxic, and biocompatible. If optical transparency is required to allow optical particle detection or handling comfort, a smaller choice of materials will be possible.
  • the cover is made of polymethylmethacrylate (PMMA) and the housing made of polymethylmethacrylate (PMMA), aluminum or aluminum alloy.
  • PMMA has the advantage of reducing the capillary resistance of the feed channel relative to a material such as PDMS.
  • the device according to the invention is also adapted to react particles of interest different from CTC. In this case, the partial or total functionalization of one of the faces of the slide must be adapted according to the particles of interest and the reaction that one wishes to obtain: capture, chemical or steric reaction.

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Abstract

L'invention propose un dispositif micro fluidique de réaction avec des particules d'intérêt (Pl) présentes dans un liquide porteur mis en circulation par une pompe depuis un réservoir, permettant une utilisation en routine, selon une cadence d'analyse économique, avec une fiabilité améliorée, et permettant une logistique fiable au sein d'un laboratoire d'analyses. Le dispositif selon l'invention comprend un capot destiné à être disposé hermétiquement sur une lame dont une face est au moins partiellement fonctionnalisée de façon à faire réagir les particules d'intérêt, dans lequel le capot comprend : un canal d'alimentation en liquide, destiné à être relié au réservoir, et muni de N segments de canal, N étant un entier supérieur ou égal à 2, chaque segment étant en communication fluidique avec au moins une conduite d'admission du liquide pour faire circuler le liquide dans N chambres, le canal d'alimentation étant muni de moyens d'accélération du liquide le long du canal; et; N conduites de sortie du liquide hors des N chambres.

Description

DISPOSITIF MICROFLU1DIQUE, SYSTEME ET PROCEDE DE MISE EN
ŒUVRE.
L'invention se rapporte à un dispositif microfluidique, à un système et à un procédé de mise en oeuvre. Dans de nombreux domaines techniques, il est nécessaire de faire réagir certaines particules d'intérêt présentes dans un liquide complexe, c'est-à-dire présentant de nombreux types de particules.
Par exemple, on peut chercher à détecter des particules dangereuses présentes dans un liquide porteur. A cette fin, on cherche à faire réagir ces particules avec des molécules adaptées, de telle sorte que leur interaction provoque un signal, tel un changement de couleur, par exemple.
On peut également chercher à neutraliser certaines particules d'un liquide en les faisant réagir avec des molécules de neutralisation adaptées. On peut enfin chercher à capturer des molécules d'intérêt, à l'aide de moyens de capture, pour les analyser ultérieurement.
Dans la suite de la description, on entend par réaction toute interaction entre une molécule d'intérêt et une molécule adaptée. L'interaction peut être la formation d'une liaison covalente ou non. Cette réaction peut donc permettre une capture, une modification chimique ou une modification stérique des particules d'intérêt.
On entendra par « liquide », dans la suite de la description, le liquide porteur ainsi que les particules qu'il contient, y compris les particules d'intérêt.
Un exemple particulier est la capture de cellules tumorales circulantes (CTC) présentes dans des échantillons sanguins de personnes souffrant d'un cancer.
Ainsi, le cancer du sein est le cancer le plus fréquent chez la femme dont la principale cause de décès est due à l'invasion des métastases.
La dissémination des cellules tumorales dans le sang périphérique est un événement précoce dans le processus de tumorigenèse. La détection et la caractérisation de CTC représentent un enjeu primordial pour le diagnostic et le pronostic de cette pathologie.
Trois techniques sont utilisées actuellement pour la détection des CTC : deux méthodes cytométriques : la séparation immunomagnétique et l'ultrafiltration cellulaire, et un dosage de marqueurs multiples utilisant la méthodologie RT-PCR en temps réel.
La séparation immunomagnétique utilise des billes magnétiques (CellServe System, Immunicon-Veridex), tandis que la filtration cellulaire fait appel à une membrane Poretics polycarbonate Track-Etch-type (PCTE) calibrée avec des pores cylindriques de 8 μm.
La complémentarité du dosage RT-PCR et des méthodes cytométriques a été démontrée dans une étude comparative par Ring AE et al (Détection of circulating epithelial cells in the blood of patients with breast cancer : comparaison of three techniques. AE Ring, L Zabaglo, MG Ormerod, IE Smith and M Dowsett. Brit J Cancer (2005) 92,906-912). Néanmoins, l'approche cytométrique offre un avantage par rapport au dosage RT-PCR : l'appréhension d'une cellule tumorale individuelle circulante. Sa caractérisation phénotypique et moléculaire permet, outre une meilleure compréhension de ses caractéristiques lors d'une récidive de la maladie et des mécanismes de résistance au cours du traitement, un ciblage thérapeutique plus approprié. Il y a cependant une nécessité impérative d'améliorer le rendement de capture des CTC.
Une technologie de détection a déjà été développée par la Demanderesse, et décrite dans le brevet FR2872912. Le dispositif, un immunocapteur microfluidique de cellules, comporte une chambre à flux laminaire de circulation des liquides, dont une paroi a été fonctionnalisée par une monocouche organisée de chaînes de silanes auto-assemblés, de façon à fixer des anticorps spécifiques capables de capturer une sous-population de cellules au sein d'un échantillon biologique, mis en circulation dans cette chambre. Cet immunocapteur est performant mais il nécessite la fabrication d'une platine de microscopie spécialement adaptée.
En outre, la manipulation de cet immunocapteur est satisfaisante pour des expérimentations ponctuelles, mais il est nécessaire de démonter la plaque en verre ou en silicium à chaque nouvelle analyse. Or, pour obtenir des résultats significatifs, il est nécessaire de réaliser plusieurs répétitions de l'analyse, dans les mêmes conditions physico-chimiques et biologiques.
En démontant à chaque fois une plaque utilisée et en remontant une nouvelle plaque, le maintien des mêmes conditions physicochimiques et biologiques est délicat et nécessite beaucoup de précautions.
Cet immunocapteur est donc peu compatible avec la réalisation d'analyses aux cadences pratiquées dans les laboratoires d'analyses. Or, la réalisation de tests en parallèle à partir d'une seule source de liquide et avec plusieurs immunocapteurs précédents pose des problèmes de circulation des liquides et, notamment, d'homogénéité de distribution des CTC entre les dispositifs.
En effet, des essais ont été réalisés avec des tubes en « Y » utilisés pour répartir du liquide comprenant des CTC entre plusieurs immunocapteurs à partir de la source de liquide. Or, on s'aperçoit que la quantité de liquide d'une part, et la quantité de CTC d'autre part, sont inégalement réparties entre les immunocapteurs (figure 1), et même au sein d'un même immunocapteur. En outre, lorsque l'on renouvelle l'expérience, on s'aperçoit que la distribution du liquide et des CTC est non seulement inégale, mais aussi aléatoire. Autrement dit, si un immunocapteur a reçu beaucoup de liquide et/ou beaucoup de CTC lors d'une première expérience, il peut en recevoir beaucoup moins lors d'une deuxième expérience. La mise en parallèle de plusieurs immunocapteurs avec des tubes en Y implique donc des problèmes de résistance capillaire incompatibles avec une bonne maîtrise de réaction des particules d'intérêt et donc une fiabilité satisfaisante du dispositif. En outre, un tel système nécessite beaucoup de matériels (pompes et conduites) et une quantité importante de liquide, dont une partie non négligeable est inutilisée puisque restant dans les conduites et dans les pompes. Cette quantité non négligeable de liquides définit le volume mort du système.
Pour tenter de résoudre ce problème, et afin d'optimiser la position de la source par rapport aux entrées des chambres en réduisant les volumes morts de liquide, la Demanderesse a réalisé un immunocapteur unique intégrant plusieurs chambres desservies par un canal d'alimentation unique à section constante. Or, un tel système génère également des phénomènes de résistance capillaire, privilégiant, de manière aléatoire, la circulation de liquide dans certaines chambres.
Pour éviter ce problème de mauvaise répartition des particules d'intérêt, une solution consiste à fournir autant de moyens de pompage identiques que de chambres afin de reproduire les expériences simultanément, et dans les mêmes conditions physico-chimiques et biologiques. Or, on s'aperçoit qu'un tel dispositif permet une meilleure répartition du liquide dans les chambres, mais ne permet pas une répartition homogène des particules d'intérêt. II ne semble donc actuellement pas possible de réaliser en parallèle plusieurs expériences, identiques ou non, de manière satisfaisante.
On pourrait envisager d'expliquer ce problème de répartition du liquide et des particules qu'il contient par un phénomène de sédimentation des particules dans le canal d'alimentation. En effet, les défauts de répartition dans les différentes chambres se posent pour des liquides, aqueux ou non, contenant des particules d'intérêt en dispersion ou en suspension : par exemple, des cellules, des microorganismes, des macromolécules, etc. Parmi les liquides concernés, on peut citer notamment le sang.
Cependant, compte-tenu des dimensions du dispositif et des vitesses d'écoulement mises en œuvre dans les applications envisagées du dispositif selon l'invention, il n'est pas possible d'expliquer les différences de répartition par un phénomène de sédimentation des particules contenues dans le liquide, car ces particules n'ont physiquement pas le temps de sédimenter dans les conduites. La sédimentation n'est donc pas significative. Or, la Demanderesse s'est aperçue que, de manière surprenante, la mauvaise répartition des particules dans les différentes chambres se pose pour certains liquides seulement, dans lesquels le liquide porteur présente une viscosité dynamique comprise entre environ 5.1CT4 Pa. s et environ 3.10"2 Pa.s, les particules d'intérêt présentent un diamètre compris entre environ 1μm (comme, par exemple des bactéries) et 25μm (comme par exemple des cellules, telles que des cellules tumorales), les particules d'intérêt et le liquide porteur présentent une différence de masse volumique, en valeur absolue, comprise entre environ 30 mg/mL et environ 3,5 g/mL.
Les valeurs de viscosité sont données pour une température de 37°C et à pression normale. Ainsi, à cette température, à cette pression et dans les même conditions de mesure de la viscosité dynamique du liquide précité, le sang présente une viscosité dynamique comprise entre environ 4.10"3 Pa.s et 2,5 * 10~2 Pa.s selon sa composition. Dans ces mêmes conditions, la viscosité dynamique de l'eau a été mesurée à environ 0,7.10'3 Pa.s. et la viscosité dynamique d'un mélange d'eau et de 65% de glycérol a été mesurée à environ 3.10"2 Pa.s. Ce mélange simule un liquide aqueux comprenant une forte concentration de cellules. Cette dernière mesure a été réalisée avec un viscosimètre capillaire British-Standard U-tube de la société Cannon Instrument Company.
Ce problème se pose, plus particulièrement pour les liquides dans lesquels le liquide porteur présente une viscosité d'environ 1.10'3 Pa.s. Un tel liquide peut être un échantillon de sang dilué.
Le problème de répartition des particules se pose, plus spécialement pour les liquides dans lesquels les particules d'intérêt présentent un diamètre compris entre environ 15 μm et environ 25 μm. II se pose, plus notamment pour les liquides dans lesquels les particules d'intérêt et le liquide porteur présentent une différence de masse volumique, en valeur absolue, comprise entre environ 2 g/mL et 3 g/mL et, en particulier environ 2,5 g/mL.
La présente invention vise donc à proposer un dispositif permettant une diffusion homogène et reproductible d'un liquide précité dans plusieurs chambres en parallèle, utilisable en routine, selon une cadence rapide et dans des conditions économiques satisfaisantes, avec une fiabilité améliorée en réalisant en parallèle plusieurs expériences identiques ou non sur une grande surface de capture, limitant la quantité de liquide nécessaire, et permettant une logistique fiable au sein d'un laboratoire d'analyses. A cette fin, l'invention a pour objet un dispositif microfluidique de réaction avec des particules d'intérêt présentes dans un liquide mis en circulation par une pompe depuis un réservoir, comprenant un capot destiné à être disposé hermétiquement sur une lame dont une face est au moins partiellement fonctionnalisée de façon à faire réagir les particules d'intérêt présentes dans le liquide, le capot comprenant : o un canal d'alimentation en liquide, destiné à être relié au réservoir, et muni de N segments de canal, N étant un entier supérieur ou égal à 2, chaque segment étant en communication fluidique avec au moins une conduite d'admission du liquide pour faire circuler le liquide dans N chambres, le canal d'alimentation étant muni de moyens d'accélération du liquide le long du canal ; et o N conduites de sortie du liquide hors des N chambres.
Selon d'autres modes de réalisation : • les moyens d'accélération du liquide peuvent être constitués par au moins deux segments du canal d'alimentation de sections différentes, les sections étant de plus en plus petites dans le sens de circulation du liquide ;
• les conduites d'admission peuvent présenter un brusque élargissement de section dans le sens de circulation du liquide ;
• le capot peut être transparent ; et/ou • !e capot peut être en polymétacrylate de méthyle (PMMA).
L'invention se rapporte également à un système de réaction avec des particules d'intérêt présentes dans un liquide provenant d'un réservoir, comprenant : - une lame dont une face est au moins partiellement fonctionnalisée de façon à faire réagir les particules d'intérêt présentes dans le liquide ; un joint présentant une partie plane, destinée à être disposée hermétiquement sur la lame, et munie de N ouvertures définissant chacune une chambre à flux laminaire, N étant un entier supérieur ou égal à 2 ;
- un dispositif précédent, agencé de telle sorte que le capot est disposé hermétiquement sur la lame ; un réservoir de liquide en communication fluidique avec le canal d'alimentation du dispositif ; au moins un tub e d'évacuation relié aux conduites de sortie du dispositif ; au moins une pompe contrôlant la circulation du liquide depuis le réservoir jusqu'aux conduites de sortie, via les N chambres du dispositif ; un capteur disposé de manière à permettre une analyse de la lame de verre lorsque le liquide a circulé dans les chambres. Selon d'autres modes de réalisation :
• le système peut comprendre, en outre, au moins un tube de circulation du liquide permettant de recycler le liquide depuis les conduites de sortie vers le réservoir ;
• le système peut comprendre, en outre, un carter disposé, de manière hermétique entre le capot et le joint ;
• le carter peut être en polyméthacrylate de méthyle (PMMA), en aluminium ou en alliage d'aluminium ;
• le carter peut comprendre le réservoir de liquide ; • le joint peut être en polydiméthylsiloxane (PDMS) ; et/ou
• le joint peut comprendre, en outre, une tige munie d'une partie tubulaire distale, assurant la liaison étanche entre le réservoir et le canal d'alimentation du capot. L'invention se rapporte également à un procédé de réaction avec des particules d'intérêt présentes dans un liquide provenant d'un réservoir, comprenant les étapes suivantes :
- fournir un système de réaction précédent ; générer un écoulement du liquide dans le canal d'alimentation en communication fluidique avec au moins une conduite d'admission du liquide par chambre ; accélérer le liquide le long du canal d'alimentation ; évacuer le liquide hors de chaque chambre. Selon d'autres modes de réalisation : • le procédé peut comprendre, en outre, une étape d'homogénéisation du liquide dans chaque conduite d'admission ; • le procédé peut comprendre les étapes suivantes :
- fonctionnaliser une lame, de façon à faire réagir les particules d'intérêt (Pl) présentes dans le liquide ; - fournir un joint présentant une partie plane munie de N ouvertures définissant chacune une chambre à flux laminaire, N étant un entier supérieur ou égal à 2 ; disposer hermétiquement le joint sur la lame,
- fournir un capot comprenant un canal d'alimentation en liquide muni de N segments de canal chacun étant en communication fluidique avec au moins une conduite d'admission du liquide dans une chambre ; disposer hermétiquement le capot sur le joint,
- générer un écoulement du liquide dans le canal d'alimentation en communication fluidique avec au moins une conduite d'admission du liquide par chambre ; - accélérer le liquide le long du canal d'alimentation ; récupérer le liquide, à une sortie de chaque chambre ;
• l'accélération du liquide peut être réalisée en diminuant la section du canal d'alimentation avant chaque conduite d'admission, les sections étant de plus en plus petites dans le sens de circulation du liquide ;
• le liquide porteur peut présenter une viscosité, à 37°C, comprise entre environ 5.1CT4Pa.s et environ 3.10"2Pa.s, les particules d'intérêt peuvent présenter un diamètre compris entre environ 1 μm et 25μm, les particules d'intérêt et le liquide porteur peuvent présenter une différence de masse volumique, en valeur absolue, comprise entre environ 30 mg/mL et environ 3,5 g/mL ;
• le liquide porteur peut présenter une viscosité d'environ 10'3 Pa.s ;
• les particules d'intérêt peuvent présenter un diamètre compris entre environ 15 μm et environ 25 μm ; et/ou • les particules d'intérêt et le liquide porteur peuvent présenter une différence de masse volumique, en valeur absolue, comprise entre environ 2 g/mL et 3 g/mL et, en particulier d'environ 2,5 g/mL.
D'autres caractéristiques de l'invention seront énoncées dans la description détaillée ci-après, faite en référence aux figures annexées qui représentent, respectivement : la figure 1 , une vue schématique de dessus de deux immunocapteurs à chambre unique, mis en parallèle, alimentés par des tubes à dérivation en "Y", après circulation d'un liquide comprenant des cellules de cancer du sein MCF7 ; - la figure 2, une vue schématique en coupe longitudinale d'un système selon l'invention pour la détection de particules d'intérêt à l'aide d'un dispositif selon l'invention ; la figure 3, une vue schématique en coupe transversale d'un immunocapteur du dispositif de la figure 2 selon la ligne H-Il ; - la figure 4, une photo d'une variante de réalisation de l'immunocapteur de la figure 2 démonté ; la figure 5, une vue schématique en coupe transversale vue de côté d'un premier mode de réalisation du canal d'alimentation du capot de l'immunocapteur selon l'invention ; la figure 6, une vue de dessus d'une lame obtenue après circulation d'un liquide comprenant des cellules de cancer du sein MCF7 dans un immunocapteur selon l'invention muni du canal d'alimentation de la figure
5 ; la figure 7, une vue schématique en coupe d'un deuxième mode de réalisation du canal d'alimentation du capot de l'immunocapteur selon l'invention ; la figure 8, une vue de dessus d'une lame obtenue après circulation d'un liquide comprenant des CTC dans un immunocapteur selon l'invention muni du canal d'alimentation de la figure 7 ; la figure 9, une vue schématique en perspective d'une variante d'un immunocapteur selon l'invention, muni d'un carter ; la figure 10, une vue de dessous de l'immunocapteur de la figure 9 ; la figure 11 , une vue schématique en perspective d'un mode de réalisation d'un joint pour un immunocapteur selon l'invention ; la figure 12, une vue schématique partielle en vue de côté du joint de la figure 11 ; la figure 13, une vue schématique en perspective du montage de la lame sous le carter de l'immunocapteur de la figure 9 ; la figure 14, une vue schématique en perspective du montage du capot sur le carter de l'immunocapteur de la figure 9 ; et - les figures 15 et 16, deux agrandissements partiels de la figure 14 selon deux angles différents, montrant un moyen de mise en position du capot sur le carter.
L'exemple de système selon l'invention décrit en référence aux figures 2 à 16 est un immunocapteur destiné à la capture de CTC dans un échantillon de sang. Plus précisément, les CTC sont des cellules tumorales circulantes dans le sang périphérique d'un patient. L'immunocapteur 1 illustré à la figure 2, comprend une lame 2, de préférence en verre ou en silicium, dont une face 2a est fonctionnalisée au moyen de molécules de reconnaissance 3, adaptées aux particules d'intérêt que l'on souhaite capturer dans le liquide. Dans l'application décrite, la face 2a est modifiée chimiquement par des chaînes de silanes. Ces chaînes sont décrites dans le brevet FR2872912.
Un joint 4 est disposé sur la lame 2. Il est muni de quatre ouvertures 5 délimitant chacune le contour d'une chambre à flux laminaire.
Bien entendu, le joint s'entend au sens large. Il peut être constitué de plusieurs boucles indépendantes, c'est-à-dire non reliées entre elles, mais délimitant chacune le contour d'une chambre à flux laminaire. Cependant, il est plus pratique que le joint soit constitué d'une seule pièce comprenant plusieurs ouvertures, c'est-à-dire formant plusieurs boucles reliées entre elles. Un capot 6 est disposé au dessus du joint et comprend un canal d'alimentation 7 pour alimenter chaque chambre en liquide, e t des conduites 8 de sortie du liquide hors de chacune des chambres.
Plus particulièrement, le canal d'alimentation 7 est muni d'autant de segments de canal que le joint comprend d'ouvertures. Dans l'exemple illustré, le canal d'alimentation 7 comprend quatre segments de canal 7a, 7b, 7c et 7d. Chaque segment est en communication fluidique avec une conduite d'admission du liquide 9a, 9b, 9c et 9d dans une chambre.
Selon l'invention, le canal d'alimentation 7 est muni de moyens d'accélération du liquide le long du canal. Dans l'exemple de réalisation illustré en figure 2, les moyens d'accélération du liquide sont constitués par quatre segments du canal d'alimentation présentant chacun des sections différentes, les sections étant de plus en plus petites dans le sens de circulation du liquide, selon la flèche F1. Ce moyen d'accélération permet de maintenir sensiblement constante la vitesse du liquide le long du canal d'alimentation 7, et assure une distribution et une circulation homogènes des particules d'intérêt dans chaque chambre (voir figure 8). Dans l'exemple de la figure 2, le canal d'alimentation comprend un moyen d'accélération du fluide de sorte que les vitesses moyennes du fluide, en amont et en aval d'une conduite d'admission du liquide dans une chambre donnée, restent sensiblement constantes. Ceci permet une répartition homogène des particules entre les chambres et au sein d'une même chambre et assure la reproductibilité des conditions expérimentales entre les différentes chambres d'un même dispositif microfluidique.
Cependant, selon l'invention, le canal d'alimentation présente des moyens d'accélération au moins pour le dernier segment du canal d'alimentation (voir figure 5). En effet, lorsque le dispositif microfluidique selon l'invention comprend un grand nombre de chambres et, donc, de conduites d'admission, la différence de vitesse entre le premier et le deuxième segment peut être considérée comme négligeable. Ainsi, il n'est pas forcément nécessaire d'accélérer le liquide entre ces deux sections.
D'une manière générale, on intégrera un moyen d'accélération au début du segment k lorsque la répartition au sein de la chambre k n'est pas homogène avec les chambres précédentes. Pour la figure 5, avec les dimensions choisies, seul le segment 7d est muni d'un moyen d'accélération constitué par une réduction de section.
Avantageusement, l'invention propose un moyen d'accélération immédiatement en aval de chaque conduite d'admission du liquide, ce qui permet au fluide de ne pas connaître de ralentissement entre les segments amont et aval d'une chambre et, ainsi, d'assurer les mêmes conditions expérimentales entre chaque chambre. Dans l'exemple donné, le moyen d'accélération est une réduction de section du canal d'alimentation.
De préférence, chaque conduite d'admission est disposée à l'aplomb de chaque rétrécissement de section.
Ainsi, pour un dispositif microfluidique à n chambres devant présenter un débit q dans chaque conduite d'admission de liquide dans une chambre, de section initiale S en amont des chambres, les sections sont réduites de 1 nième de S à chaque segment de canal.
Par exemple, pour le dispositif microfluidique à quatre chambres de la figure 2, le canal d'alimentation 7 présente un premier segment 7a de section S1 , un deuxième segment 7b de section S2=3/4 de
S1 , un troisième segment 7c de section S3=1/2 de S1 , et un quatrième segment 7d de section S4=1/4 de S1.
D'une manière générale, pour n chambres (n étant un entier supérieur à 1) on aurait :
Sk = [(n-k+1)/n]*S1 ,
où k est un entier appartenant à [2 ; n], Sk est la section du segment k et S1 est la section du premier segment 7a. Grâce à ce changement de section particulier, la vitesse du fluide dans chaque segment reste sensiblement constante.
Au niveau de chaque conduite d'admission, du fluide est « aspiré » vers la conduite puis vers la chambre. Cette aspiration diminue la vitesse du fluide dans le canal et perturbe les lignes de flux qui s'incurvent vers la conduite d'admission.
La réduction de section doit se faire de manière suffisamment brusque pour accélérer le fluide après chaque conduite d'admission de sorte que la vitesse moyenne du fluide reste constante le long du canal. La réduction de section doit donc se faire sur une longueur maximale à partir de chaque conduite d'admission.
Pour déterminer cette longueur, on considère un canal d'alimentation théorique de section constante. Puis on détermine, par simulation numérique, la longueur de canal sur laquelle les lignes de flux ne sont pas parallèles à l'axe principal du canal d'alimentation. Cette longueur correspond à la longueur maximale précitée. Ainsi, conformément à l'invention, on réalise un canal d'alimentation à sections variables, dans lequel la réduction de section se fait sur une longueur au plus égale à la longueur maximale déterminée de la manière exposée préalablement. Par exemple, pour un canal d'alimentation de 2 millimètres de diamètre comportant des conduites d'alimentation de 0,4 millimètres de diamètre, le changement de section doit se faire une une longueur au plus égale à 1 ,6 millimètre pour obtenir une accélération du liquide et une vitesse moyenne sensiblement constante. Pour un canal d'alimentation à sections circulaires, les zones de réduction de section peuvent être, par exemple, coniques, d'angle 60° par rapport à l'axe de révolution du canal d'alimentation.
L'immunocapteur 1 est en communication fluidique avec un réservoir 10 de liquide 11. D'autre part, dans le mode de réalisation illustré en figure 2, chaque conduite de sortie 8 de l'immunocapteur 1 est connectée à une pompe 13 par l'intermédiaire d'une conduite d'évacuation 12. Selon une alternative illustrée en figure 4, chaque conduite de sortie 8 peut être connectée directement à la pompe 13.
On entend par pompe, tout moyen de pompage permettant de faire circuler le liquide dans le système et dans l'immunocapteur. Ainsi, par exemple, une seringue utilisée pour faire circuler le liquide est considérée comme une pompe au sens de la présente invention.
La pompe 13 contrôle la circulation du liquide 11 depuis le réservoir 10 jusqu'aux conduites de sorties 8 via les chambres de l'immunocapteur. La pompe 13 peut-être montée en pression, c'est-à-dire qu'elle pousse le liquide 11 depuis le réservoir 10 vers l'immunocapteur 1 , ou en aspiration, c'est-à-dire qu'elle aspire le liquide par les conduites de sorties, ce qui aspire le liquide depuis le réservoir 10 vers l'immunocapteur 1.
Autrement dit, un débit est imposé dans chaque chambre par une pompe mise en œuvre en amont ou en aval de l'immunocapteur. Selon un mode préféré d'utilisation, la pompe 13 est une pompe péristaltique à multiples canaux placée en aval de l'immunocapteur. Dans ce cas, chaque conduite de sortie de chaque chambre est connectée à un canal de la pompe. Lorsque la pompe est en aval de l'immunocapteur, elle fonctionne en aspiration. Ceci permet une meilleure évacuation des bulles de gaz présentes dans le liquide.
La pompe 13 peut simplement évacuer le liquide selon la flèche F2 ou bien, grâce à un tube de recirculation du liquide 14, recycler le liquide selon la flèche F3 depuis les conduites de sortie 8 vers le réservoir 10. Un capteur 15 est disposé par rapport à l'immunocapteur de manière à permettre une analyse de la lame 2 lorsque le liquide a circulé dans les chambres. De préférence, le capteur 15 est un capteur optique qui peut être disposé au dessus du capot 6, comme illustré en figure 2, ou en dessous de la lame 2. Pour détecter les particules, la position du capteur peut nécessiter une transparence optique du capot. Ainsi, grâce au dispositif de détection de particules d'intérêt précédent, et en particulier grâce à l'immunocapteur 1 selon l'invention, on génère un écoulement de liquide dans le canal d'alimentation de l'immunocapteur et on accélère le liquide le long de ce canal, de préférence avant qu'il n'entre dans chaque chambre, pour maintenir sa vitesse sensiblement constante le long du canal.
Grâce à ce procédé, la distribution du liquide et des particules d'intérêt qu'il contient est homogène dans chaque chambre. Autrement dit, l'invention permet de réaliser simultanément plusieurs expériences de capture, identiques ou non, de particules d'intérêt avec les mêmes conditions physico-chimiques et biologiques pour chaque répétition.
Le nombre N de chambres, et donc le nombre de répétitions, est un entier supérieur ou égal à 2.
Selon un mode de réalisation préféré, la lame 2 présente une taille standard de lame de microscopie, c'est-à-dire une taille de 76χ25mm (3"x1"). Avec une lame de cette dimension, on réalise, de préférence, quatre chambres individuelles à flux laminaire présentant une forme oblongue circonscrite par un rectangle de longueur 16 mm et de largeur 6 mm.
Selon le mode de réalisation, illustré en figure 3, le joint 4 présente une partie plane 4a munie d'ouvertures 5 (une seule est visible sur la figure 3) définissant chacune une chambre à flux laminaire et des moyens 4c, 4d de maintien hermétique du capot 6 et de la lame 2.
L'épaisseur « e » de la partie plane 4a du joint 4 détermine la hauteur de chaque chambre. De préférence, cette épaisseur e est choisie égale à environ 0,5 mm. Avec une lame de microscopie 2 de taille standard et présentant quatre chambres de 16 mm de long et de 6 mm de large, on obtient un immunocapteur présentant des chambres à flux laminaire de 48 mm3 chacune.
Le faible volume de chacune de ces chambres permet, néanmoins, un flux laminaire et une réaction des particules d'intérêt avec peu de liquide.
Le dispositif selon l'invention réalise donc une miniaturisation permettant de mener plusieurs analyses simultanément, avec un seul échantillon de liquide en petite quantité.
La figure 4 illustre une variante de réalisation de l'immunocapteur des figures 2 et 3 démonté.
Le joint 4 présente deux parties en C 4b entre lesquelles s'étend la partie plane 4a du joint.
Celle-ci est munie de cinq ouvertures 5 définissant chacune une chambre à flux laminaire. Le joint présente ainsi deux rainures longitudinales 4c dans lesquelles le capot 6 doit être glissé, et deux rainure 4d dans lesquelles la lame 2 doit être glissée.
Le joint est en matière souple, telle que du polydiméthylsiloxane (PDMS). Les dimensions des rainures du joint sont calculées pour que le joint soit lui-même serré entre le capot et la lame une fois le système monté, de façon à assurer l'étanchéité de chaque chambre à flux laminaire.
Autrement dit, l'étanchéité des chambres à flux laminaire est assurée par le joint dont l'écrasement par le capot 6 et la lame 2 rend chaque chambre hermétique.
La lame 2 illustrée à la figure 4 présente cinq surfaces 2b fonctionnalisées de façon à fixer les particules d'intérêt 3 présentes dans le liquide. Par exemple, si l'on souhaite capturer des cellules tumorales de cancer du sein en culture, MCF7, on recouvre ces surfaces 2b, modifiées chimiquement par des chaînes de silanes, avec des anticorps anti-molécules d'adhérence de cellule épithéliale 3 reconnaissant l'antigène humain EpCAM exprimé à la surface des cellules MCF7.
Chaque surface 2b fonctionnalisée par les anticorps est destinée à être en regard de chaque ouverture 5 du joint 4. Dans un mode de réalisation non illustré, il est possible que toute la face 2a de la lame 2 soit chimiquement modifiée par des chaînes de silane et fonctionnalisée par des anticorps. Cependant, les parties en contact avec le joint 4, c'est-à-dire toutes les parties du joint autres que les ouvertures 5, ne serviront pas à la capture des particules d'intérêt. Le capot 6 présente cinq conduites 8 de sortie du liquide hors des chambres. Chaque conduite 8 est destinée à être connectée directement à une pompe 13. Selon une alternative illustrée en figure 2, chaque conduite de sortie 8 peut être connectée à la pompe 13 p ar l'intermédiaire d'une conduite d'évacuation 12. Le capot 6 peut présenter des butées 6a pour positionner avec précision le capot dans les rainures 4c du joint 4.
Les moyens d'accélération (non visibles) du liquide le long du canal 7 permettent d'obtenir une répartition homogène des particules d'intérêt dans chaque chambre et sensiblement identique entre les chambres. Un exemple d'un premier mode de réalisation d'un canal d'alimentation présentant de tels moyens d'accélération est illustré en figure 5. Le canal 7, présente quatre segments de canal 7a, 7b, 7c et 7d. Les segments 7a à 7c ont des sections identiques. Le segment 7d, le plus en aval par rapport au sens d'écoulement du liquide selon la flèche F4, présente une section inférieure à celle des segments 7a à 7c. Dans l'exemple illustré, ces derniers ont une section de 2 mm de diamètre, alors que le segment 7d a une section de 1 mm de diamètre. Ces dimensions sont choisies pour pouvoir appliquer un débit de 90 μL par minute par chambre avec une vitesse moyenne dans le canal de 19 mm par seconde. Chaque segment 7a à 7d est en communication fluidique avec une conduite, respectivement 9a, 9b, 9c et 9d, d'admission du liquide dans une chambre.
De préférence, comme illustré en figure 5, les conduites d'admission 9a, 9b, 9c et 9d présentent un brusque élargissement 15 de section dans le sens de circulation du liquide selon la flèche F5. Dans l'exemple illustré, les conduites d'admission présentent une section amont de 0,4 mm de diamètre, et une section aval de 0,8 mm de diamètre.
Ce brusque élargissement 15 perturbe l'écoulement dans les conduites d'admission des chambres et homogénéise la concentration des particules (Pl ou CTC) dans ces conduites. Ceci est illustré dans la figure 6 qui représente une vue de dessus d'une lame obtenue après circulation d'un liquide comprenant des particules d'intérêt dans un immunocapteur muni du canal d'alimentation de la figure 5.
Il est également avantageux que le canal d'alimentation 7 se termine à l'aplomb de la dernière conduite d'admission, ici la conduite 9d.
L'extrémité du canal d'alimentation 7 présente, avantageusement, un angle α d'environ 60° par rapport à l'axe du canal.
Un exemple du mode de réalisation du canal d'alimentation 7 des figures 2 et 3 est illustré en figure 7.
Le canal 7, présente quatre segments de canal 7a à 7d , chacun de sections différentes, les sections étant de plus en plus petites dans le sens de circulation du liquide selon la flèche F4. Dans l'exemple illustré, le segment 7a présente une section de 2 mm de diamètre, le segment 7b présente une section de 1 ,7 mm de diamètre, le segment 7 c présente une section de 1 ,4 mm de diamètre et le segment 7d présente une section de 1 mm de diamètre, le débit, en utilisation, étant d'environ 90 μL/min.
La diminution de section le long du canal permet, en réponse à la diminution importante de débit dans le canal, de maintenir une vitesse de liquide quasi-constante. C'est en ce sens que l'on parle de « moyen d'accélération du liquide le long du canal ». Ceci est illustré dans la figure 8 qui représente une vue de dessus d'une lame obtenue après circulation d'un liquide comprenant des particules d'intérêt dans un immunocapteur muni du canal d'alimentation de la figure 7.
Des zones blanches W, sans capture cellulaire, illustrées à titre d'exemple, peuvent être la conséquence d'une fonctionnalisation non homogène de la surface de la lame.
Il est préférable que le joint 4 soit à usage unique pour éviter les fuites et obtenir des résultats précis.
Selon une variante de l'invention illustrée en figure 9, un immunocapteur 20 selon l'invention peut être muni d'un carter 21.
Dans cet exemple de réalisation, le carter 21 comprend un corps 210 muni d'un réservoir 211 et de moyens de maintien 212 d'un capot 6. Le carter comprend également des ouvertures 213 en nombre égal au nombre de chambres, ici quatre.
La figure 10 montre une vue de dessous de la variante de la figure 9. Le carter 21 comprend des moyens de maintien 214 d'une lame 2 fonctionnalisée. De préférence, en face inférieure, le carter présente un épaulement 215 au niveau du bord des ouvertures 213 et entre les ouvertures.
Cet épaulement 215 est destiné à recevoir un joint 300 illustré en figure 1 1. Ce joint peut être réalisé par injection en surmoulage du carter, le rendant solidaire de ce dernier. Celui-ci présente une partie plane 301 comprenant quatre boucles reliées entre elles et définissant quatre ouvertures 302. Le joint comprend, de manière optionnelle, une tige 303 munie d'une partie tubulaire distale 304, destinée à assurer la liaison étanche entre le réservoir 211 et le canal d'alimentation 7 du capot 6.
Le joint 300 présente une lèvre inférieure écrasable 305 (figure 12) destinée à entrer en contact avec la lame de verre pour assurer l'étanchéité entre la lame et le joint 300.
La face supérieure 306 du joint 300 est destinée à entrer en contact avec le carter 20 par l'épaulement 215.
Dans une première variante, non illustrée, le capot 6 présente une surface inférieure plane, destinée à être appliqué sur le carter 20.
Cependant, dans cette variante, il est nécessaire de s'assurer que l'application entre le capot et le carter soit étanche. A cette fin, on peut prévoir un second joint adapté.
Dans une deuxième variante, plus avantageuse, le capot présente des contre-formes 6b (voir figure 14) adaptées aux ouvertures 213 du carter 20. En outre, les contre-formes ont une hauteur légèrement supérieure à l'épaisseur du carter de telle sorte que lorsque le capot 6 est positionné sur le carter 20, les contre-formes passent par les ouvertures 213 et écrasent les bords du joint 300.
Ainsi, le plancher des chambres à écoulement laminaire est constitué par la surface supérieure de la lame 2 modifiée chimiquement par des chaînes de silane, et fonctionnalisée par des anticorps, le mur des chambres est constitué par le bord des ouvertures 302 du joint, et le plafond des chambres est constitué par la surface des contre-formes du capot 6. L'ensemble est étanche grâce à l'écrasement du joint entre les contre-formes du capot 6, le carter 20 et la plaque de verre 2.
D'autre part, le même joint 300 peut également assurer l'étanchéité entre le réservoir 211 et le canal d'alimentation 7 du capot 6 grâce à la partie tubulaire distale 304. Le montage de l'immunocapteur de la figure 9 est illustré aux figures 13 à 16.
Ainsi, on positionne le joint 300 de telle sorte que sa partie plane 301 se trouve sous le carter 20. Lorsque le joint 300 comprend une tige 303, on passe la tige dans l'ouverture de passage (non représentée) de manière à positionner la partie tubulaire distale 304 contre l'ouverture 211a
(figure 15) du réservoir 211.
Puis on insère, selon la flèche F6, la lame 2 de telle sorte que la face au moins partiellement fonctionnalisée soit en contact avec le joint 300. La lame 2 est maintenue en position grâce aux moyens élastiques 214.
Ensuite, on positionne le capot 6 sur le carter 20. De préférence, le capot 6 et le carter 20 présentent des moyens de positionnement de type détrompeur pour éviter les erreurs d'assemblage. Dans l'exemple illustré aux figures 14 à 16, le capot 6 présente un téton 6c et le carter 20 présente une encoche 216 de forme complémentaire au téton 6c.
Ainsi, on engage le capot 6 sur le carter 20 selon la flèche F7 de manière à connecter le téton 6c et l'encoche 216. Puis on plaque le capot 6 sur le carter 20 selon la flèche F8 de manière à bloquer le capot 6 avec les moyens de blocage 212.
La capture de particules d'intérêt (Pl) présentes dans le liquide 11 provenant du réservoir 211 , nécessite, ensuite, de générer un écoulement du liquide dans le canal d'alimentation puis dans les conduites d'admission vers chaque chambre et, enfin de récupérer le liquide, à une sortie de chaque chambre.
Selon l'invention, le liquide est accéléré le long du canal d'alimentation, de préférence avant qu'il n'entre dans chaque conduite d'admission. L'accélération du liquide est réalisée, de préférence, en diminuant la section du canal d'alimentation avant chaque conduite d'admission, les sections étant de plus en plus petites dans le sens de circulation du liquide. Le liquide peut également subir une étape d'homogénéisation dans chaque conduite d'admission.
Ainsi, l'immunocapteur selon l'invention présente une structure le rendant facilement manipulable, car il est rapide à monter et démonter. En outre, il est possible de le réaliser dans des dimensions standard pour une utilisation en routine, selon une cadence d'analyse rapide et dans des conditions économiques satisfaisantes. D'autre part, grâce aux multiples chambres et à la bonne homogénéité de distribution du liquide entre elles, l'immunocapteur selon l'invention permet de réaliser en parallèle plusieurs expériences, identiques ou non, de façon simultanée et dans des conditions physico-chimiques et biologiques identiques. La fiabilité des analyses est donc améliorée.
Enfin, l'ensemble peut porter des moyens d'identification lisibles par une machine, tels qu'un code barre ou une puce RFID. Ceci permet une logistique fiable au sein d'un laboratoire d'analyses.
L'immunocapteur selon l'invention est particulièrement bien adapté à la détection de cellules tumorales circulantes (CTC) présentes dans un échantillon de sang.
Des tests ont permis de montrer que l'échantillon de sang pouvait comprendre jusqu'à cent millions de cellules nucléées sans que le fonctionnement de l'immunocapteur ne soit affecté.
Bien entendu, il conviendra d'adapter, en fonction des applications, les dimensions des segments du canal d'alimentation, des conduites d'admission et de l'ensemble des conduites de liquide en fonction du liquide utilisé, des particules d'intérêt à détecter et de leur concentration.
Les dispositifs de l'invention peuvent être utilisés dans toutes sortes d'applications, notamment pour faire du criblage haut débit et haut contenu de réactifs :
En chimie, ils peuvent être utilisés pour faire des réactions, notamment pour mettre en œuvre des procédés de chimie combinatoire, des séparations, des extractions liquide-liquide, des tests de cristallisation et de solubilisation de molécules/particules minérales ou organiques.
Ils offrent la possibilité de synthétiser et de transporter des molécules organiques mais aussi des micro ou des nano particules organiques, minérales ou métalliques in situ (comme des latex ou des pigments colorés pour la cosmétique ou la peinture jusqu'à des nano particules fluorescentes).
Une autre application importante est la mise en œuvre de protocoles d'aide à la formulation (optimisation de mélanges chimiques pour accéder à une propriété physique et ou chimique donnée).
Ils peuvent être utilisés pour la construction de puces à ADN et de puces à protéines.
En biologie, ils permettent de faire des tests sur des cellules à l'intérieur d'un dispositif de l'invention. Ils peuvent servir à la détection de cellules rares dans un liquide biologique :
- détection de CTC pour le diagnostic et le suivi thérapeutique ;
- détection et purge de contaminants par les CTC dans les cellules souches ;
- détection de cellules fœtales dans le sang maternel pour le diagnostic prénatal (facteur Rhésus, trisomie, anomalies génétiques ...).
Ils peuvent également servir à la détection de l'évolution de cellules pathologiques pour le diagnostic de maladies auto-immunes.
Ils peuvent aussi servir à la détection de l'évolution de cellules spécifiques post-vaccinales. Ils peuvent aussi avoir des applications en microbiologie clinique, alimentaire ou environnementale comme la détection de pathogènes à partir d'échantillons variés (sang, aliments, eau...).
La sélection cellulaire par une surface fonctionnalisée dans un microsystème fluidique s'adresse particulièrement aux industries pharmaceutiques impliquées dans les domaines de diagnostic clinique à partir d'un prélèvement sanguin ou d'un liquide biologique. Les dispositifs de l'invention peuvent aussi être utilisés pour l'étude des produits extraits/utilisés dans l'exploitation des gisements pétroliers (brut, liquides de forage, boues), des peintures, des crèmes cosmétiques ou encore des formulations alimentaires (contrôle qualité). Le dispositif précédent est généralement utilisé dans un agencement tel que le canal d'alimentation et les conduites d'admission soient disposés à une hauteur supérieure par rapport aux chambres. Cet agencement est préférentiellement utilisé lorsque les particules d'intérêt présentent une masse volumique supérieure à celle du liquide porteur, dans les gammes de valeurs précédemment décrites.
Le système peut également fonctionner « retourné » : l'agencement est alors tel que le canal d'alimentation et les conduites d'admission soient disposés à une hauteur inférieure par rapport aux chambres. Dans ce cas, le liquide est aspiré vers le haut, c'est-à-dire vers les chambres. Cet agencement est préférentiellement utilisé lorsque le liquide porteur présente une masse volumique supérieure à celle des particules d'intérêt (les particules ont tendance à flotter sur le liquide), dans les gammes de valeurs précédemment décrites.
De nombreuses variantes et alternatives peuvent être apportées sans pour cela sortir de l'invention et notamment :
• Les matériaux de réalisation du capot et du carter peuvent être de tous types pourvu qu'ils soient non cytotoxiques, et biocompatibles. Si une transparence optique est nécessaire pour permettre la détection optique des particules ou un confort de manipulation, un choix plus restreint de matériaux sera possible. Selon le mode de réalisation choisi, le capot est en polyméthacrylate de méthyle (PMMA) et le carter en polyméthacrylate de méthyle (PMMA), en aluminium ou en alliage d'aluminium. Le PMMA présente l'avantage de réduire la résistance capillaire du canal d'alimentation par rapport à un matériau tel que le PDMS. le dispositif selon l'invention est également adapté pour faire réagir des particules d'intérêt différentes des CTC. Dans ce cas, la fonctionnalisation partielle ou totale d'une des faces de la lame doit être adaptée en fonction des particules d'intérêt et de la réaction que l'on souhaite obtenir : capture, réaction chimique ou stérique.

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif microfluidique de réaction avec des particules d'intérêt (Pl) présentes dans un liquide porteur mis en circulation par une pompe depuis un réservoir, comprenant un capot destiné à être disposé hermétiquement sur une lame dont une face est au moins partiellement fonctionnalisée de façon à faire réagir les particules d'intérêt présentes dans le liquide, caractérisé en ce que le capot comprend : o un canal d'alimentation en liquide, destiné à être relié au réservoir, et muni de N segments de canal, N étant un entier supérieur ou égal à 2, chaque segment étant en communication fluidique avec au moins une conduite d'admission du liquide pour faire circuler le liquide dans N chambres, le canal d'alimentation étant muni de moyens d'accélération du liquide tels que la vitesse du liquide le long du canal d'alimentation est maintenue sensiblement constante le long du canal ; et o N conduites de sortie du liquide hors des N chambres.
2. Dispositif microfluidique selon la revendication 1, dans lequel les moyens d'accélération du liquide sont constitués par au moins deux segments du canal d'alimentation de sections différentes, les sections étant de plus en plus petites dans le sens de circulation du liquide.
3. Dispositif microfluidique selon l'une quelconque des revendications 1 ou 2, dans lequel les conduites d'admission présentent un brusque élargissement de section dans le sens de circulation du liquide.
4. Dispositif microfluidique selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, dans lequel le capot est transparent.
5. Dispositif microfluidique selon la revendication 4, dans lequel le capot est en polymétacrylate de méthyle (PMMA).
6. Système de réaction avec des particules d'intérêt (Pl) présentes dans un liquide provenant d'un réservoir, comprenant : - une lame dont une face est au moins partiellement fonctionnalisée de façon à faire réagir les particules d'intérêt présentes dans le liquide ; un joint présentant une partie plane, destinée à être disposée hermétiquement sur la lame, et munie de N ouvertures définissant chacune une chambre à flux laminaire, N étant un entier supérieur ou égal à 2 ; un dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, agencé de telle sorte que le capot est disposé hermétiquement sur la lame ; un réservoir de liquide en communication fluidique avec le canal d'alimentation du dispositif ; au moins un tub e d'évacuation relié aux conduites de sortie du dispositif ; - au moins une pompe contrôlant la circulation du liquide depuis le réservoir jusqu'aux conduites de sortie, via les N chambres du dispositif ; un capteur disposé de manière à permettre une analyse de la lame de verre lorsque le liquide a circulé dans les chambres.
7. Système selon la revendication 6, comprenant, en outre, au moins un tube de circulation du liquide permettant de recycler le liquide depuis les conduites de sortie vers le réservoir.
8. Système selon l'une quelconque des revendications 6 ou 7, comprenant, en outre, un carter disposé, de manière hermétique entre le capot et le joint.
9. Système selon la revendication 8, dans lequel le carter est en polyméthacrylate de méthyle (PMMA), en aluminium ou en alliage d'aluminium.
10. Système selon l'une quelconque des revendications 8 ou 9, dans lequel le carter comprend le réservoir de liquide.
11. Système selon l'une quelconque des revendications 6 à
10, dans lequel le joint est en polydiméthylsiloxane (PDMS) .
12. Système selon l'une quelconque des revendications 6 à
11 , dans lequel le joint comprend, en outre, une tige munie d'une partie tubulaire distale, assurant la liaison étanche entre le réservoir et le canal d'alimentation du capot.
13. Procédé de réaction avec des particules d'intérêt (Pl) présentes dans un liquide provenant d'un réservoir, comprenant les étapes suivantes : - fournir un système de réaction selon l'une quelconque des revendications 6 à 12 ;
- générer un écoulement du liquide dans le canal d'alimentation en communication fluidique avec au moins une conduite d'admission du liquide par chambre ; - accélérer le liquide le long du canal d'alimentation de sorte que la vitesse du liquide le long du canal d'alimentation est maintenue sensiblement constante le long du canal ;
- évacuer le liquide hors de chaque chambre.
14. Procédé selon la revendication 13, comprenant, en outre, une étape d'homogénéisation du liquide dans chaque conduite d'admission.
15. Procédé selon l'une quelconque des revendications 13 ou 14, comprenant les étapes suivantes :
- fonctionnaliser une lame, de façon à faire réagir les particules d'intérêt (Pl) présentes dans le liquide ;
- fournir un joint présentant une partie plane munie de N ouvertures définissant chacune une chambre à flux laminaire, N étant un entier supérieur ou égal à 2 ;
- disposer hermétiquement le joint sur la lame, - fournir un capot comprenant un canal d'alimentation en liquide muni de N segments de canal chacun étant en communication fluidique avec au moins une conduite d'admission du liquide dans une chambre ;
- disposer hermétiquement le capot sur le joint,
- générer un écoulement du liquide dans le canal d'alimentation en communication fluidique avec au moins une conduite d'admission du liquide par chambre ;
- accélérer le liquide le long du canal d'alimentation ; récupérer le liquide, à une sortie de chaque chambre.
16. Procédé selon la revendication 15, dans lequel l'accélération du liquide est réalisée en diminuant la section du canal d'alimentation avant chaque conduite d'admission, les sections étant de plus en plus petites dans le sens de circulation du liquide.
17. Procédé selon l'une quelconque des revendications 13 à 16, dans lequel le liquide porteur présente une viscosité, à 37°C, comprise entre environ 5.10"4Pa.s et environ 3.10"2Pa. s, les particules d'intérêt présentent un diamètre compris entre environ 1 μm et 25μm, les particules d'intérêt et le liquide porteur présentent une différence de masse volumique, en valeur absolue, comprise entre environ 30 mg/mL et environ 3,5 g/mL.
18. Procédé selon la revendication 17, dans lequel le liquide porteur présente une viscosité d'environ 10"3 Pa. s.
19. Procédé selon l'une quelconque des revendications 17 ou 18, dans lequel les particules d'intérêt présentent un diamètre compris entre environ 15 μm et environ 25 μm.
20. Procédé selon l'une quelconque des revendications 17 à 19, dans lequel les particules d'intérêt et le liquide porteur présentent une différence de masse volumique, en valeur absolue, comprise entre environ 2 g/mL et 3 g/mL et, en particulier d'environ 2,5 g/mL.
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