CH708389A2 - Cartouche de mesure par fluorescence pour diagnostic biomédical. - Google Patents

Abstract

La présente invention concerne une cartouche pour un diagnostic biomédical, comprenant: un substrat en matière plastique agissant en tant que guide d’ondes multimodal, une structure de couplage en entrée de lumière comprenant un réseau de couplage en entrée (12a) agencé sur la surface du substrat et définissant l’entrée du guide d’ondes multimodal pour un faisceau de lumière incident d’excitation fourni par une source de lumière (14), une zone de détection fluidique (20) agencée pour recevoir un échantillon biologique comprenant un analyte à tester et marqué avec des biomarqueurs fluorescents (21), ladite zone de détection présentant des molécules fixes capables d’immobiliser ledit analyte marqué, comportant une surface inférieure dans le guide d’ondes et parallèle au substrat. Le guide d’ondes multimodal permet de diriger le faisceau de lumière incident d’excitation par des réflexions internes totales, l’angle d’incidence de couplage en entrée de la lumière étant sélectionné de manière à ce que le faisceau de lumière soit totalement réfléchi intérieurement afin de créer un champ évanescent dans la zone de détection (20), ledit champ évanescent étant capable d’exciter des biomarqueurs fluorescents (21) immobilisés dans la zone de détection (20) et de produire un faisceau de lumière fluorescente excité.

Description

Domaine technique

[0001] La présente invention concerne une plateforme à base d’optique à faible coût pour une application de diagnostic de point d’intervention. L’invention propose une plateforme de laboratoire sur puce combinant efficacement des couches mécanique, optique et de gestion de fluide dans un dispositif compact unique. Les modes de réalisation décrits sont entièrement compatibles avec les techniques de fabrication à faible coût telles que l’estampage et la lamination.

Etat de l’art

[0002] L’invention concerne une plateforme de capteur basée sur un guide d’ondes optique réalisée sur un substrat. La lumière incidente est guidée vers une zone de détection, qui fait partie d’un circuit microfluidique et qui comprend des biomarqueurs. Généralement, ce biocapteur optique/laboratoire sur puce consiste en trois couches: mécanique, optique, de gestion de fluide. Souvent, ces couches sont traitées séparément, menant à des coûts d’assemblage hybride excessifs parce qu’elles ne sont pas intégrées d’une manière monolithique. Des exemples sont des cartouches fluidiques microfraisées qui sont liées au guide d’ondes au moyen de bandes adhésives double face découpées au laser.

[0003] Etant donné l’aspect optique de ces dispositifs, un guide d’ondes plan consiste dans le cas le plus simple en un système à trois couches: une couche de gainage inférieure, une couche de guidage d’onde et une couche de gainage supérieure, la couche de guidage d’onde ayant l’indice de réfraction le plus élevé. La structure de guide d’ondes plan peut être simplifiée davantage lorsqu’un fluide d’air et d’air/analyte sont respectivement supposés pour les gainages inférieur et supérieur.

[0004] Les capteurs de guide d’ondes optique sont généralement basés sur des guides d’ondes monomodaux à indice de réfraction élevé avec des coupleurs à réseau intégrés. Ce type de guides d’ondes s’est avéré présenter une faible perte par propagation et une grande sensibilité de détection. Ces dispositifs sont habituellement basés sur des guides d’ondes inorganiques tels que Ta2O5ou TiO2et sont fabriqués sur des substrats en verre. Ces capteurs sont coûteux, étant donné que la fabrication comprend de nombreuses étapes de traitement pour transférer les structures de réseau dans le verre. En outre, le dépôt de la couche de guidage d’onde inorganique nécessite des étapes de traitement sous vide prenant du temps, incompatibles avec la fabrication de capteurs à faible coût. En variante, des couches à indice élevé basées sur des polyamides à indice élevé ou des solutions à base de précurseur de nanoparticules de TiO2peuvent être déposées en phase liquide. Ces matériaux, cependant, présentent des températures de cuisson élevées incompatibles avec des substrats polymériques à faible coût. Idéalement, les structures microoptiques sont reproduites dans le substrat polymérique par une technologie d’estampage, par un traitement soit feuille à feuille, soit rouleau à rouleau.

[0005] Les guides d’ondes à indice élevé monomodaux couplés avec des coupleurs à réseau ont pour avantage un grand confinement de lumière couplé avec un champ évanescent décroissant rapidement qui les rend appropriés pour une excitation évanescente sur la surface du capteur. Cependant, le cône d’admission angulaire d’un tel coupleur à réseau est très étroit, nécessitant une phase d’alignement complexe et un faisceau bien collimaté pour coupler en entrée une source de lumière spectralement étroite telle qu’un laser avec une efficacité raisonnable. Pour les sources de lumière spectralement plus larges telles que les diodes électroluminescentes (DEL), la situation est pire étant donné que seulement une minuscule fraction de la distribution angulaire et de la longueur d’onde de l’émission de lumière peut être couplée efficacement au guide d’ondes.

[0006] En utilisant un champ évanescent, il est possible, par exemple, d’exciter la luminescence dans des milieux à indice de réfraction relativement faible, et d’exciter cette luminescence dans le voisinage immédiat de la région du guide d’ondes uniquement. Ce principe est connu en tant qu’excitation de luminescence évanescente. L’excitation de luminescence évanescente présente un grand intérêt dans le domaine de l’analyse, étant donné que l’excitation est limitée au voisinage immédiat de la couche de guidage d’onde.

[0007] Des procédés et un appareil pour déterminer la luminescence excitée de manière évanescente d’anticorps ou d’antigènes étiquetés avec des colorants luminescents sont connus et sont décrits, par exemple, dans le document WO 90/06 503. Diverses tentatives ont été faites pour augmenter la sensibilité de la luminescence excitée de manière évanescente et pour produire des capteurs optiques intégrés.

[0008] Dans le brevet US n° 5 081 012, un principe différent est proposé. La couche de guidage d’onde plane a une épaisseur de 200 nm à 1.000 nm et contient deux réseaux, l’un d’eux étant sous la forme d’un réseau de réflexion, avec pour résultat que l’onde de lumière couplée en entrée doit passer au moins deux fois à travers la région du capteur entre les réseaux. Cela est supposé produire une plus grande sensibilité. Un inconvénient consiste en ce que le rayonnement réfléchi peut mener à une augmentation indésirable de l’intensité de rayonnement en arrière-plan, qui compromet le rapport signal sur bruit et finalement le seuil de biodétection.

[0009] Le document WO 91/10 122 décrit un capteur spectroscopique à couches minces qui comprend un réseau de couplage en entrée et un réseau de couplage en sortie physiquement à distance. Celui-ci est particulièrement approprié pour la mesure d’absorption si un oxyde métallique inorganique à indice de réfraction élevé est utilisé en tant que couche de guidage d’ondes.

[0010] Divers modes de réalisation qui sont appropriés pour le couplage en entrée et le couplage en sortie de sources de lumière multichromatiques sont décrits. L’épaisseur préférée de la couche de guidage d’ondes est supérieure à 200 nm et la profondeur du réseau devrait être d’environ 100 nm. Ces conditions ne sont pas appropriées pour les mesures de luminescence pour la détection d’affinité étant donné que seulement une faible sensibilité est obtenue.

[0011] La production de guides d’ondes plans est un processus dans lequel la planéité du substrat, l’épaisseur constante et l’homogénéité de la couche de guidage d’ondes et l’indice de réfraction du matériau utilisé pour celle-ci sont extrêmement importants. Celle-ci est décrite, par exemple, dans le document EP-A-0 533 074, et cette description propose l’application de guides d’ondes inorganiques à des substrats en matière plastique. Celle-ci a pour avantage, par exemple, que la structuration du coupleur de réseau peut être effectuée d’une manière économique en imprimant la structure dans la matière plastique. D’autre part, cependant, les spécifications en ce qui concerne la qualité optique des substrats en matière plastique sont également un rendement élevé, un champ évanescent aussi puissant que possible et une faible atténuation de l’onde guidée. Ces caractéristiques sont déterminées de manière critique par la combinaison de l’indice de réfraction de la couche de guidage d’onde et du substrat et de toutes couches intermédiaires, de l’épaisseur de couche du guide d’ondes, et de la structure, de la profondeur de modulation et de la période de réseau du coupleur à réseau. Ajouté à cela, il y a la nécessaire qualité optique des surfaces et la planéité ou la rugosité de celles-ci.

[0012] L’invention a pour objet de proposer un dispositif à faible coût pour un diagnostic biomédical évitant les inconvénients de l’état de l’art mentionnés ci-dessus.

Présentation de l’invention

[0013] L’invention concerne plus précisément une cartouche pour un diagnostic biomédical, comprenant: un substrat en matière plastique agissant en tant que guide d’ondes multimodal, une structure de couplage en entrée de lumière comprenant un réseau de couplage en entrée agencé sur la surface du substrat et définissant l’entrée du guide d’ondes pour un faisceau de lumière incident d’excitation fourni par une source de lumière, une zone de détection fluidique agencée pour recevoir un échantillon biologique comprenant un analyte à tester et marqué avec des biomarqueurs fluorescents, ladite zone de détection présentant des molécules fixes capables d’immobiliser ledit analyte marqué.

[0014] Le guide d’ondes multimodal permet de diriger le faisceau de lumière incident d’excitation par des réflexions internes totales, l’angle d’incidence de couplage d’entrée de lumière étant sélectionné de manière à ce que le faisceau de lumière soit entièrement réfléchi intérieurement afin de créer un champ évanescent dans la zone de détection. Le champ évanescent est capable d’exciter les biomarqueurs fluorescents qui sont immobilisés dans la zone de détection et de produire un faisceau de lumière fluorescente excitée.

[0015] La cartouche est réalisée d’une manière telle que le faisceau de lumière fluorescente excitée atteint une zone de sortie agencée sur la surface du substrat de manière à coupler en sortie le faisceau de lumière fluorescente excité. Le faisceau de lumière fluorescente excitée couplé en sortie est détecté par un détecteur placé au niveau de ladite zone de sortie sur le trajet du faisceau de lumière fluorescente excitée. Autrement dit, le détecteur est placé entre deux points de réflexion internes P (c’est-à-dire au minima) du faisceau d’excitation, lesdits points de réflexion P étant considérés du côté du substrat opposé à la zone de détection.

[0016] L’invention concerne également un lecteur capable de coopérer avec la cartouche.

[0017] Des détails supplémentaires de l’invention sont définis dans les revendications.

Brève description des dessins

[0018] L’invention sera mieux comprise en lisant la description des modes de réalisation préférés en référence aux dessins, sur lesquels: les fig. 1a et 1b sont une vue de dessus et une vue latérale schématiques d’une plateforme selon l’invention, les fig. 2 , 3 , 4 , 5 et 6 montrent la section transversale détaillée de cinq variantes d’une plateforme de diagnostic selon l’invention, et les fig. 7 , 8 , 9a et 9b proposent des exemples de mises en œuvre d’une biopuce selon l’invention, en tant que cartouche à utiliser avec un lecteur.

Mode de réalisation de l’invention

[0019] L’invention concerne une plateforme de capteur basée sur un guide d’ondes multimodal avec des éléments microoptiques estampés sur un côté et un circuit microfluidique estampé sur l’autre côté. Le substrat agit simultanément en tant que substrat mécanique, guide d’ondes optique et substrat pour le circuit microfluidique.

[0020] Les fig. 1a et 1b montrent un schéma simplifié d’une configuration de base d’une plateforme de diagnostic selon l’invention.

[0021] La couche de substrat 10 consiste en une feuille de polymère très transparente avec une épaisseur entre 50 microns et 3 mm. Dans un mode de réalisation préféré, l’épaisseur de la feuille est entre 1 mm et 3 mm. Le substrat agit en tant que guide d’ondes fortement multimodal. Le côté inférieur de la feuille comporte au moins 2 et de préférence 3 zones rectangulaires avec des réseaux ou des structures microoptiques estampés, un en tant que réseau de couplage en entrée 12a, un en tant que réseau de couplage en sortie 12b et, optionnellement, un en tant que réseau de couplage en sortie supplémentaire, agissant en tant que réseau de référence 12c.

[0022] De manière avantageuse, les réseaux comprennent une répétition de motifs, qui ont leur normale à la surface locale (Ns) formant un angle (α) par rapport à la normale moyenne (N) de la surface du guide d’ondes multimodal, ledit angle (α) étant compris entre a = –90° et a = 90° à n’importe quel emplacement de la surface de la forme.

[0023] Les réseaux, particulièrement le réseau de couplage en entrée 12a, peuvent être optimisés pour améliorer le rendement de transmission (Ce) de la lumière incidente dans le guide d’ondes. A cette fin, on prend en considération un ensemble de paramètres comprenant: la période de réseau (P), séparant deux motifs adjacents, la profondeur de réseau (d) entre les points le plus élevé et le plus bas du motif, le cycle et le profil du réseau, l’indice de réfraction du guide d’ondes (n3).

[0024] Cet ensemble de paramètres est optimisé par des moyens de calcul afin d’obtenir un rendement de transmission (Ce) pour le premier ou le deuxième ordre de diffraction qui dépasse 35 % pour la lumière non polarisée à une longueur d’onde donnée du faisceau de lumière incident, ou qui dépasse 50 % pour la lumière polarisée à une longueur d’onde donnée du faisceau de lumière incident. On peut se référer à la demande de brevet PCT/EP 2013/065 631, déposée par le demandeur, pour obtenir des détails concernant l’optimisation du rendement de transmission.

[0025] En tant qu’exemples, la profondeur de modulation de ces réseaux est entre 10 nm et 250 nm. Dans un mode de réalisation préféré, la profondeur de modulation est entre 150 nm et 250 nm. Dans un mode de réalisation encore plus préféré, la profondeur de modulation est de l’ordre de 200 à 250 nm. La période des réseaux est choisie de sorte qu’un rendement de couplage élevé soit obtenu pour la lumière d’excitation proche de l’incidence normale.

[0026] Dans un mode de réalisation préféré, la période des réseaux de couplage en entrée et de référence est de 300 à 500 nm. Dans un mode de réalisation plus préféré, la période des réseaux est de 300 à 400 nm. Dans un mode de réalisation encore plus préféré, la période des réseaux est de 340 à 380 nm.

[0027] Le réseau de couplage en entrée 12a peut permettre le couplage en entrée très efficace de sources de lumière spectralement larges non collimatées ou d’une source de lumière spectralement étroite collimatée telle qu’une diode laser ou un laser à semi-conducteurs pompé par diode. Le réseau de couplage en entrée 12a peut être ou peut ne pas être revêtu d’un matériau à indice de réfraction élevé en tant que couche d’amélioration. Par exemple, si la plateforme est entourée d’un milieu ayant un indice de réfraction n1, cette couche d’amélioration peut consister en une couche réalisée en un matériau ayant un indice de réfraction n2, où n2–n1 est supérieur ou égal à 0,3, de préférence supérieur ou égal à 0,5, de préférence supérieur ou égal à 0,8, et où n2–n3 est supérieur ou égal à 0,3, de préférence supérieur ou égal à 0,5, de préférence supérieur ou égal à 0,8. Cette couche d’amélioration peut être réalisée en ZnS ou en TiO2. L’épaisseur (L) de la couche d’amélioration est optimisée en tant que paramètre supplémentaire de l’ensemble de paramètres caractérisant le réseau afin d’obtenir un rendement de transmission pour le premier ou le deuxième ordre de diffraction dépassant 50 %, de préférence dépassant 70 %, de préférence dépassant 90 % à une longueur d’onde donnée du faisceau de lumière incident. On peut se référer à la demande PCT/EP2013/065 631 mentionnée précédemment pour obtenir des explications supplémentaires concernant la couche d’amélioration.

[0028] Avec une telle configuration, il n’y a aucun problème d’alignement entre la source de lumière 14 et le réseau de couplage en entrée 12a. En outre, la faible profondeur de modulation empêche un découplage prématuré du mode guidé.

[0029] La source de lumière 14 est placée au-dessous du réseau de couplage en entrée 12a. La période du réseau de couplage en entrée est choisie de sorte que la longueur d’onde À,1 produite par la source de lumière 14 soit couplée avec une incidence normale ou proche de la normale dans le guide d’ondes. Pour l’incidence normale, la lumière est, pour des raisons de symétrie, couplée de manière égale aux côtés gauche et droit du guide d’ondes avec référence au réseau 12a. Dans le cas d’une incidence oblique, le rapport entre la gauche et la droite peut être optimisé pour que davantage de lumière aille dans la direction vers le réseau de couplage en sortie 12b et que moins de lumière aille dans la direction vers le réseau de référence 12c.

[0030] Le guide d’ondes multimodal permet de diriger le faisceau de lumière incident par des réflexions internes totales. En optimisant l’angle de couplage en entrée de la lumière et le point d’incidence, par des expériences normales et de routine, il est possible que le faisceau de lumière soit réfléchi totalement intérieurement sur la surface de fond du canal microfluidique, créant un champ évanescent, dont l’utilisation sera comprise ci-après. Cette surface de fond est définie par une paroi du substrat et est de préférence parallèle aux faces principales du substrat.

[0031] La lumière d’excitation se propageant vers la gauche (comme illustré sur les dessins) est couplée en sortie de nouveau le long de sa propagation à travers le réseau de référence 12c et peut être utilisée pour déterminer la puissance de la lumière à l’intérieur du guide d’ondes par un premier détecteur de référence 16. Le réseau de référence présente de préférence les mêmes paramètres que le réseau de couplage en entrée.

[0032] La plateforme de capteur comprend également au moins une chambre de gestion de fluide et de préférence un circuit de canaux microfluidiques 18 mis en œuvre dans le substrat 10, soit sur, mais de préférence sur le côté opposé avec référence au réseau de couplage en sortie 12b. La chambre de gestion de fluide et/ou les canaux microfluidiques peuvent être estampés dans la couche de substrat 10 et enfermés hermétiquement par une bande de fermeture étanche 42.

[0033] Ce circuit 18 comprend une entrée 19 pour recevoir un échantillon avec un analyte devant être analysé, une zone de réaction reliée à l’entrée et comprenant des biomarqueurs fluorescents 21 capables de réagir avec l’analyte, une zone de détection 20 en tant que chambre de gestion de fluide, reliée à la zone de réaction et comprenant des molécules fixes capables d’immobiliser l’analyte marqué, et une sortie 30 pour évacuer l’échantillon.

[0034] Le champ évanescent créé par les réflexions internes est capable d’exciter les biomarqueurs fluorescents 21 qui sont immobilisés à proximité de la surface du canal. En modifiant l’angle de couplage en entrée a, il est possible d’obtenir 2N (où N= 0, 1, 2,...) réflexions internes totales avant que le faisceau ne frappe le canal. Un plus grand nombre de réflexions internes totales mène à une plus grande profondeur de pénétration du champ évanescent d’une part, mais à de plus grandes pertes par propagation d’autre part.

[0035] Plus précisément, la lumière couplée en entrée forme un motif d’interférence de zones claires et foncées sur la surface du substrat le long de la propagation de la lumière. La période de ces franges d’interférence et ainsi la distance de séparation peuvent être modifiées avec l’angle de couplage en entrée a.

[0036] La lumière d’excitation se propageant vers la droite (comme illustré sur la fig. 2 ) frappe la zone de détection 20 avec les biomarqueurs 21 qui ont réagi avec l’échantillon. La zone de détection 20 est placée de manière à ce qu’elle se trouve en un point d’intensité d’excitation maximum. En outre, en modifiant la période du réseau, la profondeur de pénétration du champ évanescent peut être ajustée. Les queues évanescentes des modes guidés excitent les molécules de marqueur fluorescent alors qu’elles apparaissent, par exemple, dans un test immunologique en sandwich type. Les biomarqueurs fluorescents 21 sont excités par l’onde évanescente et émettent un signal fluorescent couplé de retour au guide d’ondes et guidé de manière isotrope à l’intérieur du guide d’ondes.

[0037] Pour un décalage angulaire donné par rapport à la direction de propagation principale, l’équation de réseau est satisfaite de nouveau pour le couplage en sortie du signal fluorescent décalé dans le rouge (λ2) avec une incidence normale, où il peut être détecté par un détecteur de signal fluorescent 24. La période du réseau est choisie de sorte que le cône d’extraction limité par l’angle de réflexion interne totale soit amélioré pour la fluorescence décalée dans le rouge et soit réduit pour toute la lumière d’excitation (λ1) à divers angles. Le détecteur de signal est de préférence positionné entre les points de réflexion interne P (c’est-à-dire, au minima) du faisceau d’excitation considéré du côté du substrat où le réseau de couplage en sortie est situé.

[0038] La plateforme est réalisée de manière à ce que la lumière d’excitation guidée à une longueur d’onde λ1 ne soit pas couplée en sortie par le réseau de couplage en sortie 12b. De plus, le réseau de couplage en sortie 12b aide à réduire l’effet de cône tronqué qui apparaît lorsqu’on observe des émetteurs fluorescents à travers un substrat transparent. Le détecteur de signal de fluorescence 24 est placé au-dessous du circuit microfluidique 18, sur le trajet de la lumière couplée en sortie. De plus, un diaphragme 26, un filtre coloré adapté ou un filtre passe-haut et une optique de focalisation 29 sont placés devant le détecteur pour réduire le bruit de fond de la lumière d’excitation diffusée.

[0039] Une caractéristique importante de la présente invention est la séparation spatiale entre le signal de fluorescence et le signal d’excitation. Celle-ci permet d’obtenir des niveaux de bruit fond réduits dus à la lumière parasite d’excitation et ainsi une faible limite des niveaux de détection. En outre, elle atténue les spécifications des filtres colorés subséquents devant le détecteur de signal, ouvrant la voie au remplacement des filtres d’interférence coûteux par des variantes moins coûteuses.

[0040] L’avantage de ce mode de réalisation repose dans le fait que la lumière se propage d’une manière colinéaire, ce qui offre la possibilité d’intégrer de nombreux canaux en parallèle ou une surface relativement petite. En utilisant un capteur d’image bidimensionnel (photodiodes, réseaux de photodiodes, CMOS, détecteurs CCD) en tant que détecteur de lumière fluorescente, de multiples canaux parallèles peuvent être surveillés simultanément.

[0041] On notera que le réseau de couplage en sortie 12b peut être remplacé par un autre type de microstructure optique appropriée. De manière avantageuse, le réseau de couplage en entrée 12a peut être agencé de manière à bloquer les composantes de fréquence de la lumière entrante qui se superposent à la fréquence de la lumière fluorescente. Le réseau de couplage en sortie 12b peut être optimisé pour ne transmettre que les longueurs d’onde de fluorescence.

[0042] Le mode de réalisation décrit sur la fig. 2 est assez similaire à celui des fig. 1a et 1b , excepté que le détecteur de référence est, comme mentionné précédemment, placé à droite, et, avec référence au trajet de lumière, après la zone de détection. Le détecteur de référence est placé au niveau de la sortie du guide d’ondes et un réseau de couplage en sortie n’est pas nécessaire.

[0043] Ainsi, un avantage supplémentaire de la présente configuration est la possibilité de placer des détecteurs de référence 16 et 20 en deux endroits. Il pourrait même être possible d’utiliser deux d’entre eux, le premier peut être utilisé pour compenser les fluctuations de l’intensité de la source de lumière et du rendement de couplage et le deuxième pourrait être utilisé pour une détection différentielle pour réduire davantage les bruits de fond.

[0044] La fig. 3 montre plus en détail le mode de réalisation des fig. 1a et 1b . Il est par conséquent similaire à celui décrit avec référence à la fig. 2 , avec un réseau de référence 12c et un détecteur de référence 16 situés à gauche de la source de lumière 14.

[0045] Sur la fig. 4 , le réseau de référence 12c et le détecteur de référence 16 sont placés, avec référence au trajet de lumière, entre la source de lumière 14 et la zone de détection 20.

[0046] La fig. 5 représente un mode de réalisation très similaire aux précédents. La différence principale consiste en ce qu’elle donne plus de détails concernant la possibilité d’un circuit microfluidique complètement passif sans le besoin de pompes externes, sur la base de l’effet capillaire. Un circuit microfluidique passif consiste en une chambre d’entrée de fluide 19, plusieurs réservoirs et une chambre de détection qui sont reliés par des canaux fluidiques, et enfin une chambre de sortie 30. La chambre d’entrée peut, par exemple, contenir des éléments supplémentaires tels qu’un filtre de sang 32 et des surfactants. La chambre de sortie contient habituellement un matériau à effet de mèche qui absorbe le fluide à la sortie et qui maintient une pression différentielle à l’intérieur des canaux microfluidiques pour maintenir l’écoulement. En tant qu’option, ces matériaux à effet de mèche habituellement à base de cellulose peuvent être remplacés par un réseau de canaux capillaires qui sont estampés dans le substrat.

[0047] Le mode de réalisation décrit sur la fig. 6 est une variante de celui décrit sur la fig. 5 . La différence principale est que le système de détection de lumière consistant en le diaphragme 26, l’optique de focalisation 29 et le détecteur de signal de fluorescence 24 est placé du côté opposé, c’est-à-dire du côté du circuit microfluidique 18. Ainsi, un réseau de couplage en sortie/structure microoptique n’est plus nécessaire. Un avantage de cette configuration pourrait être la possibilité d’intégrer un colorant de filtrage passe-bas dans la matrice de polymère du substrat. Ceci serait avantageux pour couper toute queue de grande longueur d’onde de la source d’excitation.

[0048] Une application avantageuse de l’idée décrite dans la présente invention est pour l’obtention d’un dispositif lecteur-cartouche. La fig. 7 montre un tel dispositif dans une vue en coupe transversale. La plateforme décrite ci-dessus serait utilisée en tant que cartouche 40 comprenant, sur un même substrat transparent 10, un circuit microfluidique 18, une structure optique de couplage en entrée 12 et un guide d’ondes multimodal mis en œuvre dans le substrat 10. Pour des raisons de manipulation, le substrat peut être combiné avec un support, tel qu’un simple morceau de plastique moulé par injection, pour former ladite cartouche 40.

[0049] Cette cartouche 40 pourrait être conçue pour un usage unique et devrait être aussi simple et bon marché que possible à produire. A cette fin, la cartouche consiste en un morceau de plastique moulé qui supporte un substrat transparent avec des structures microfluidiques estampées sur le dessus qui sont enfermées hermétiquement par la bande de fermeture étanche transparente 42 pour former le circuit microfluidique 18. Le côté inférieur du substrat comporte des structures microoptiques estampées pour le couplage en entrée et le couplage en sortie/filtrage de la lumière. Un avantage de l’invention est qu’elle est compatible avec des techniques et des matériaux de production à faible coût.

[0050] La cartouche 40 est destinée à être insérée dans une fente 44 d’un lecteur 46. Cette dernière est réutilisable et contient la source de lumière 14 et les unités de détecteur de lumière 16, 22, 24 (une seule unité est montrée ici pour des raisons d’espace). Un détecteur 24 détecte la lumière de fluorescence excitée après son passage à travers la zone de détection 20 et un deuxième détecteur 16 ou 22 détecte la lumière d’excitation se propageant dans le guide d’ondes, en tant que référence.

[0051] La source de lumière 14 est située au-dessous du réseau de couplage en entrée 12a lorsque la cartouche 40 est correctement insérée dans le lecteur 46. Le détecteur de signal de fluorescence est situé au-dessous de la zone de détection 20, lorsque la cartouche 40 est bien positionnée. Un mécanisme de capteur 41 mesure l’insertion correcte de la cartouche 40 à l’intérieur de la fente 44. Le mécanisme de capteur 41, par exemple électrique ou mécanique, doit détecter si la cartouche 40 est correctement insérée. Si et seulement si le contrôle est réussi, une mesure peut être effectuée. Dans ce mode de réalisation, la source de lumière 14 et le détecteur de signal sont tous deux sur le même côté du substrat de guide d’ondes 10. Dans une première variante, l’entrée 19 et la sortie 30 de fluide sont situées sur la cartouche, mais restent à l’extérieur du lecteur lorsque la cartouche est insérée dans le lecteur afin d’éviter une contamination. Pour des raisons d’espace, le détecteur de référence n’est pas montré.

[0052] Le lecteur 46 contient également l’électronique et d’autres éléments pour interagir avec un utilisateur tels que des afficheurs et des boutons d’entrée. Elle peut également contenir une interface câblée ou sans fil pour télécharger des données vers un serveur de mesure.

[0053] Le mode de réalisation montré sur la fig. 8 est très similaire à celui montré sur la fig. 7 . La différence principale est que la source de lumière 14 et le détecteur de signal sont agencés sur des côtés opposés du substrat. Cette configuration permettrait l’utilisation d’un substrat dopé avec un matériau avec une caractéristique passe-bas, bloquant ainsi la queue des grandes longueurs d’onde de la source d’excitation. Cela peut potentiellement mené à des taux d’extinction très élevés du fait de la grande longueur de propagation. Pour des raisons d’espace, le détecteur de référence n’est pas montré.

[0054] Les fig. 9a (vue de dessus) et 9b (vue de dessous) illustrent davantage l’invention et proposent une autre variante. La bande de fermeture étanche 42 n’enferme de manière étanche qu’une zone limitée du circuit microfluidique. La zone non enfermée hermétiquement contient l’entrée d’échantillon avec le filtre de sang. La zone enfermée hermétiquement comprend trois zones différentes et les canaux microfluidiques agissent en tant que lignes à retard. La première zone 48 contient l’anticorps de capture qui est pris par l’échantillon. La deuxième chambre est la zone de détection principale 20 contenant l’anticorps/antigène principal et est située au-dessus du réseau de couplage en sortie 12b. La troisième zone est la zone d’absorption et contient un certain matériau à effet de mèche ou certains capillaires estampés artificiellement agissant en tant que matériau à effet de mèche. Elle peut être considérée comme la sortie du circuit microfluidique. La fig. 9b montre particulièrement les réseaux de couplage en entrée et en sortie. Le réseau de couplage en sortie 12b est au moins partiellement superposé à la zone de détection.

[0055] On devrait remarquer que tous les modes de réalisation décrits dans la présente description peuvent facilement être adaptés pour de multiples canaux en parallèle. Par ailleurs, les termes réseau et microstructure optique sont utilisés de manière interchangeable dans le texte. Un réseau représente une mise en œuvre spécifique et commune d’une microstructure optique. D’autres microstructures ou géométries peuvent également être possibles.

[0056] Ainsi, selon l’invention, il est possible que le substrat soit constitué d’une matière plastique et agisse en tant que substrat mécanique, guide d’ondes optique et substrat pour les canaux microfluidiques. Les canaux microfluidiques peuvent facilement être enfermés hermétiquement par lamination. En tant que matière plastique appropriée, on peut citer, d’une manière non limitative, les suivantes: le polycarbonate (PC) ou le poiyméthacrylate de méthyle (PMMA) ou le polyéthylène téréphtalate (PET).

[0057] Cette cartouche peut, de manière avantageuse, être obtenue par des procédés de fabrication à faible coût. Ainsi, sur la base d’un substrat en matière plastique approprié, on peut réaliser un circuit microfluidique par estampage à chaud sur un premier côté du substrat en matière plastique. Avant ou après l’étape d’estampage mentionnée précédemment, on peut réaliser une structure de couplage en entrée de lumière par estampage à chaud sur un autre côté du substrat en matière plastique. Les deux étapes d’estampage à chaud peuvent être mises en œuvre en tant qu’étapes séparées ou en tant qu’étape unique. La bande de fermeture étanche est laminée sur le circuit microfluidique estampé.

[0058] Un guide d’ondes multimodal est beaucoup plus tolérant en ce qui concerne l’alignement du faisceau et la correspondance angulaire et spectrale étant donné que chaque rayon de lumière trouve une correspondance avec un mode guidé à l’intérieur du guide d’ondes. Il est par conséquent possible d’utiliser la lumière provenant d’une source cohérente (par exemple, une diode laser) ou d’une source non cohérente (par exemple, une diode électroluminescente, DEL) et de coupler la lumière incidente dans un guide d’ondes plan.

[0059] On obtient une plateforme de diagnostic optique intégrée tout en un à faible coût et très efficace, combinant: des canaux microfluidiques, comprenant une entrée, un réactif, une zone de détection et une sortie, une structure de couplage en entrée de lumière permettant d’obtenir un rendement de transmission très élevé, et un guide d’ondes multimodal réalisé dans le substrat. Cette cartouche peut être couplée à un lecteur qui comprend une source de lumière et un détecteur de lumière.

Claims (20)

1. Cartouche (40) pour un diagnostic biomédical, comprenant: – un substrat en matière plastique (10) agissant en tant que guide d’ondes multimodal, – une structure de couplage en entrée de lumière comprenant un réseau de couplage en entrée (12a) agencé sur la surface du substrat et définissant l’entrée du guide d’ondes multimodal pour un faisceau de lumière incident d’excitation fourni par une source de lumière, – une zone de détection fluidique (20) agencée pour recevoir un échantillon biologique comprenant une analyte à tester et marquée avec des biomarqueurs fluorescents (21), ladite zone de détection présentant des molécules fixes capables d’immobiliser ladite analyte marqué, comportant une surface inférieure dans le guide d’ondes et parallèle au substrat, ledit guide d’ondes multimodal permettant de diriger le faisceau de lumière incident d’excitation par des réflexions internes totales, l’angle d’incidence de couplage en entrée de la lumière étant sélectionné de manière à ce que le faisceau de lumière soit totalement réfléchi intérieurement afin de créer un champ évanescent dans la zone de détection, ledit champ évanescent étant capable d’exciter des biomarqueurs fluorescents (21) qui sont immobilisés dans la zone de détection et de produire un faisceau de lumière fluorescente excité, ladite cartouche étant fabriquée d’une manière telle que le faisceau de lumière fluorescente excité atteigne une zone de sortie agencée sur la surface du substrat de manière à permettre le couplage en sortie hors du guide d’ondes du faisceau de lumière fluorescente excité, le faisceau de lumière fluorescente excité étant détecté par un détecteur (24) placé au niveau de ladite zone de sortie sur le trajet du faisceau de lumière fluorescente excité.

2. Cartouche selon la revendication 1, caractérisée en ce que ladite zone de sortie comprend un premier réseau de couplage en sortie (12b) agencé sur la surface du substrat de manière à coupler en sortie le faisceau de lumière fluorescente excité.

3. Cartouche selon l’une des revendications 1 et 2, caractérisée en ce que ledit couplage en entrée de lumière comprend une répétition de motifs qui ont leur normale à la surface locale (Ns) formant un angle (α) par rapport à la normale moyenne (N) de la surface du guide d’ondes multimodal, ledit angle (α) étant compris entre a = –90° et a = 90° à n’importe endroit de la surface de la forme.

4. Cartouche selon la revendication 3, caractérisée en ce que ladite structure de couplage en entrée de lumière est définie par un ensemble de paramètres comprenant: – une période de réseau (P), séparant deux motifs adjacents, – une profondeur de réseau (d) entre les points le plus haut et le plus bas du motif, – un indice de réfraction de guide d’ondes (n3), – ledit ensemble de paramètres qui est optimisé pour obtenir un rendement de transmission (Ce) du faisceau de lumière incident dans ledit guide d’ondes pour le premier ou le deuxième ordre de diffraction qui dépasse 35 % pour la lumière non polarisée à une longueur d’onde donnée du faisceau de lumière incident, ou qui dépasse 50 % pour la lumière polarisée à une longueur d’onde donnée du faisceau de lumière incident.

5. Cartouche selon l’une des revendications 1 à 4, caractérisée en ce que ladite structure de couplage en entrée de lumière est revêtue d’un matériau avec un indice de réfraction élevé en tant que couche d’amélioration.

6. Cartouche selon l’une des revendications précédentes, caractérisée en ce qu’une structure de couplage en sortie de lumière supplémentaire pour coupler en sortie une partie de la lumière d’excitation est située soit du côté gauche, soit du côté droit du réseau de couplage en entrée et a les mêmes paramètres de réseau que ledit réseau de couplage en entrée.

7. Cartouche selon l’une des revendications précédentes, caractérisée en ce que la structure de couplage en entrée de lumière est agencée pour bloquer les composantes de fréquence de la lumière entrante qui se superposent à la fréquence de la lumière fluorescente.

8. Cartouche selon l’une des revendications précédentes, caractérisée en ce que ledit premier réseau de couplage en sortie (12b) présente des paramètres de réseau différents de ceux du réseau de couplage en entrée.

9. Cartouche selon la revendication 8, caractérisée en ce que ledit premier réseau de couplage en sortie est optimisé pour ne transmettre que les longueurs d’onde fluorescentes.

10. Cartouche selon l’une des revendications précédentes, caractérisée en ce qu’elle comprend, sur le trajet de lumière après la zone de sortie, un filtre coloré adapté et un diaphragme (26).

11. Cartouche selon l’une des revendications précédentes, caractérisée en ce que la zone de détection fait partie d’un circuit microfluidique (18) mis en œuvre dans le substrat et comprenant une entrée (19) agencée pour recevoir ledit échantillon biologique, une zone de réaction reliée à l’entrée et comprenant des biomarqueurs fluorescents (21) capables de réagir avec l’analyte, la zone de détection (20) étant reliée à la zone de réaction.

12. Cartouche selon la revendication 11, caractérisée en ce que ledit circuit microfluidique (18) comprend au moins quelques canaux capillaires et réservoirs capables de contenir des réactifs capables de réagir avec l’échantillon biologique à analyser.

13. Cartouche selon la revendication 12, caractérisée en ce que ledit circuit microfluidique comprend en outre une chambre d’absorption définissant la sortie (30) du circuit microfluidique.

14. Cartouche selon l’une des revendications 12 et 13, caractérisée en ce que ledit circuit microfluidique est enfermé hermétiquement par une bande de fermeture étanche (42) recouvrant le circuit microfluidique.

15. Lecteur (46) comprenant une fente dans laquelle la cartouche selon la revendication 9 peut être insérée sans jeu, ledit lecteur comprenant une source de lumière (14) agencée pour fournir une lumière à la structure de couplage en entrée de lumière et deux détecteurs de lumière (22, 24) agencés pour détecter la lumière couplée en sortie du guide d’ondes, respectivement par les première et deuxième structures de couplage en sortie.

16. Lecteur selon la revendication 15, caractérisé en ce qu’il comprend un mécanisme de capteur (41) capable de détecter si la cartouche (40) est correctement insérée dans la fente, ledit mécanisme de capteur étant associé à l’électronique agencée pour permettre qu’une mesure soit effectuée si et seulement si le mécanisme de capteur détecte que la cartouche est correctement insérée dans la fente.

17. Processus pour fabriquer une cartouche selon l’une des revendications 1 à 14, comprenant les étapes suivantes: – de fourniture d’un substrat en matière plastique, – de réalisation d’un circuit microfluidique par estampage à chaud sur un premier côté du substrat en matière plastique, – de réalisation d’une structure de couplage en entrée de lumière par estampage à chaud sur un autre côté du substrat en matière plastique.

18. Processus selon la revendication 17, lesdites étapes d’estampage à chaud étant mises en œuvre en tant qu’étapes séparées.

19. Processus selon la revendication 17, lesdites étapes d’estampage à chaud étant mises en œuvre en tant qu’étape unique.

20. Processus selon l’une des revendications 17 à 19 pour fabriquer la cartouche selon la revendication 11, comprenant une étape supplémentaire de lamination d’une bande de fermeture étanche sur le circuit microfluidique.