WO2023232813A1 - Dispositif microfluidique, système et procédé de manipulation d'un fluide en écoulement - Google Patents

Dispositif microfluidique, système et procédé de manipulation d'un fluide en écoulement Download PDF

Info

Publication number
WO2023232813A1
WO2023232813A1 PCT/EP2023/064446 EP2023064446W WO2023232813A1 WO 2023232813 A1 WO2023232813 A1 WO 2023232813A1 EP 2023064446 W EP2023064446 W EP 2023064446W WO 2023232813 A1 WO2023232813 A1 WO 2023232813A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
fluid
channel
transducer
common channel
sheath fluid
Prior art date
Application number
PCT/EP2023/064446
Other languages
English (en)
Inventor
Sophie Bourzeix
Brahim Lounis
Pierre Nassoy
Amaury Badon
Original Assignee
Alphanov
Universite de Bordeaux
Institut D'optique Theorique Et Appliquee
Centre National De La Recherche Scientifique
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Alphanov, Universite de Bordeaux, Institut D'optique Theorique Et Appliquee, Centre National De La Recherche Scientifique filed Critical Alphanov
Publication of WO2023232813A1 publication Critical patent/WO2023232813A1/fr

Links

Classifications

    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L3/00—Containers or dishes for laboratory use, e.g. laboratory glassware; Droppers
    • B01L3/50—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes
    • B01L3/502—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures
    • B01L3/5027—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip
    • B01L3/502761—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip specially adapted for handling suspended solids or molecules independently from the bulk fluid flow, e.g. for trapping or sorting beads, for physically stretching molecules
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L3/00—Containers or dishes for laboratory use, e.g. laboratory glassware; Droppers
    • B01L3/50—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes
    • B01L3/502—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures
    • B01L3/5027—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip
    • B01L3/502769—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip characterised by multiphase flow arrangements
    • B01L3/502776—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip characterised by multiphase flow arrangements specially adapted for focusing or laminating flows
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
    • G01N15/10—Investigating individual particles
    • G01N15/14—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry
    • G01N15/1456—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry without spatial resolution of the texture or inner structure of the particle, e.g. processing of pulse signals
    • G01N15/1459—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry without spatial resolution of the texture or inner structure of the particle, e.g. processing of pulse signals the analysis being performed on a sample stream
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2200/00—Solutions for specific problems relating to chemical or physical laboratory apparatus
    • B01L2200/06—Fluid handling related problems
    • B01L2200/0647—Handling flowable solids, e.g. microscopic beads, cells, particles
    • B01L2200/0652—Sorting or classification of particles or molecules
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/08—Geometry, shape and general structure
    • B01L2300/0861—Configuration of multiple channels and/or chambers in a single devices
    • B01L2300/0864—Configuration of multiple channels and/or chambers in a single devices comprising only one inlet and multiple receiving wells, e.g. for separation, splitting
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/08—Geometry, shape and general structure
    • B01L2300/0861—Configuration of multiple channels and/or chambers in a single devices
    • B01L2300/0867—Multiple inlets and one sample wells, e.g. mixing, dilution
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/18—Means for temperature control
    • B01L2300/1805—Conductive heating, heat from thermostatted solids is conducted to receptacles, e.g. heating plates, blocks
    • B01L2300/1811—Conductive heating, heat from thermostatted solids is conducted to receptacles, e.g. heating plates, blocks using electromagnetic induction heating
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/18—Means for temperature control
    • B01L2300/1805—Conductive heating, heat from thermostatted solids is conducted to receptacles, e.g. heating plates, blocks
    • B01L2300/1822—Conductive heating, heat from thermostatted solids is conducted to receptacles, e.g. heating plates, blocks using Peltier elements
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/18—Means for temperature control
    • B01L2300/1805—Conductive heating, heat from thermostatted solids is conducted to receptacles, e.g. heating plates, blocks
    • B01L2300/1827—Conductive heating, heat from thermostatted solids is conducted to receptacles, e.g. heating plates, blocks using resistive heater
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/18—Means for temperature control
    • B01L2300/1861—Means for temperature control using radiation
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2400/00—Moving or stopping fluids
    • B01L2400/04—Moving fluids with specific forces or mechanical means
    • B01L2400/0403—Moving fluids with specific forces or mechanical means specific forces
    • B01L2400/0442—Moving fluids with specific forces or mechanical means specific forces thermal energy, e.g. vaporisation, bubble jet
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
    • G01N15/10—Investigating individual particles
    • G01N15/14—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry
    • G01N15/149—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry specially adapted for sorting particles, e.g. by their size or optical properties

Definitions

  • the present invention relates to the technical field of microfluidic devices and processes. More specifically, the present invention relates to a microfluidic manipulation device and method for rapidly controlling and diverting the flow direction of a fluid.
  • the present invention finds applications in the precise and rapid manipulation of fluids or the extraction of very small volumes within a fluid.
  • the invention particularly relates to the manipulation and sorting of individual nanometer-sized particles in a fluid.
  • sorting objects in a microfluidic chip There are different methods for sorting objects in a microfluidic chip. Some sorting methods rely on passive techniques. They can be based on inertial focusing methods or on the structure of the chip itself: this makes it possible to separate objects into subpopulations according to their physical characteristics (volume, mass, etc.). Other sorting methods, too passive, are based on the microfabrication of micrometric pillars and make it possible to carry out on-chip chromatography, but are only applicable for micrometric objects or polymer chains of micrometric length and polydisperse. These passive sorting methods do not allow objects to be sorted one by one based on a specific signal, for example fluorescence.
  • Micromechanical techniques make it possible to sort objects of micrometric size at a relatively slow sorting rate.
  • the use of valves to separate cells does not make it possible to exceed a sorting rate of 1 Hz.
  • Devices are known for concentrating nanoparticles by centrifugation, precipitation or isolation.
  • these techniques do not allow individual sorting and/or based on a specific signal of the nanoparticles, for example a fluorescence signal.
  • microfluidic devices adapted to sort particles pre-encapsulated in drops in oil. These devices require a prior encapsulation step. The volume of drops currently accessible is not compatible with the individual sorting of nanoparticles because this requires excessive dilution and therefore a sorting time that is prohibitive for biological and medical applications.
  • US patent 9,364,831 B2 discloses a microfluidic switch based on the absorption of an intense laser pulse to induce a gas bubble by cavitation.
  • Such a microfluidic switch makes it possible to move polystryrene beads 10 ⁇ m in diameter laterally at a switching frequency of 10 kHz.
  • cavitation is likely to damage the integrity of nano-objects or the viability of fragile biological cells in suspension.
  • One of the aims of the present disclosure is to propose an apparatus and method making it possible to manipulate and/or sort in real time objects of micrometric to nanometric size, suspended in a flowing fluid, at a high switching frequency. , of the order of at least one kilohertz, and harmlessly, that is to say without risk of harm to the integrity of nano-objects or the viability of fragile biological cells suspended in the fluid.
  • Another aim of the present disclosure is to propose, for certain applications, an apparatus and method making it possible to manipulate and/or sort nanoobjects suspended in a fluid, with or without a prior encapsulation step and using a fluid. compatible with the analysis of nano-objects.
  • the invention relates to a microfluidic device comprising at least one sheath fluid inlet channel and one sample fluid inlet channel, at least two outlet channels and a common channel arranged between said channels.
  • input channel and said output channels the common channel being fluidly connected to said input and output channels, the sample fluid inlet channel being capable of injecting a sample fluid into the common channel, the at least one channel d the sheath fluid inlet being capable of injecting at least one sheath fluid into the common channel so as to allow hydrodynamic focusing of the sample fluid in the common channel, the common channel being configured to conduct the focused sample fluid hydrodynamically and the at least one sheath fluid towards said at least two outlet channels.
  • the microfluidic device comprises heating means including an energy source and at least one transducer, the heating means being arranged to transmit over a short period of time a quantity of heat localized in said at least one flow of sheath fluid in the common channel upstream of a branch between said at least two outlet channels, the heating means being capable of locally heating said at least one flow of sheath fluid in the common channel and said at least a sheath fluid has a thermal variation in viscosity adapted to deflect or extract a portion of the sample fluid selectively towards an outlet channel determined among the at least two outlet channels.
  • the at least one sheath fluid inlet channel comprises a first inlet channel and a second inlet channel, the first inlet channel being capable of injecting a first fluid sheath and the second inlet channel being capable of injecting a second sheath fluid.
  • the heating means comprise at least one photo-thermal transducer and the energy source comprises a laser source configured to generate a laser beam focused on said at least one photo-thermal transducer, said at least one photo-thermal transducer being capable of absorbing the laser beam and transmitting the heat induced by the laser beam to said at least one flow of sheath fluid by conduction.
  • said at least one photo-thermal transducer comprises a layer of gold or indium.
  • said at least one photo-thermal transducer comprises at least one first photo-thermal transducer and at least one second photo-thermal transducer, said at least one first photo-thermal transducer thermal and, respectively, said at least one second photo-thermal transducer being capable of sequentially absorbing the laser beam, so as to modify the flow rate of the first sheath fluid and, respectively, from the second sheath fluid to extract said portion of the sample fluid.
  • said at least one first photo-thermal transducer comprises a plurality of photo-thermal transducers arranged on one side of the common channel and/or in which said at least one second photo-thermal transducer comprises a plurality of photo-thermal transducers arranged on another side of the common channel relative to a longitudinal axis of the common channel.
  • the heating means comprise at least a third photo-thermal transducer arranged on one side of the first output channel and/or at least a fourth photo-thermal transducer arranged on one side of the second output channel.
  • the heating means comprise a laser source configured to generate a laser beam focused in the hydrodynamic sheath inside the common channel and the sheath fluid is capable of absorbing the laser beam for transform into heat.
  • the laser source is adapted to emit a laser pulse having an energy of between 10 nJ and lOpJ over the short duration less than or equal to 50 ps.
  • the heating means comprise at least one electro-thermal transducer capable of locally heating the hydrodynamic sheath.
  • the microfluidic device comprises a thermoelectric module capable of modifying the temperature either of the entire microfluidic device or of the sample fluid and/or at least one sheath fluid upstream of the heating means.
  • the at least one sheath fluid has, at a temperature of 20°C, a viscosity of between 2 mPa.s and 30,000 mPa.s and a thermal variation of viscosity of between 0.2 mPa.s K 1 and 3,000 mPa.s K 1 .
  • the at least one sheath fluid comprises propylene glycol, linseed oil, or a mixture containing water and glycerol, or a mixture of water and carbohydrates.
  • the at least two output channels comprise a first output channel and a second output channel arranged or configured symmetrically with respect to the common channel.
  • the first output channel and the second output channel are arranged or configured asymmetrically with respect to the common channel.
  • the at least one sheath fluid comprises particles, for example metallic, for example gold or indium, capable of absorbing the focused laser beam to transform it into heat.
  • the laser source operates in pulse-on-demand mode or operating at a repetition frequency less than or equal to 100 kHz.
  • the present disclosure also relates to a microfluidic system comprising a microfluidic device and comprising a detection module arranged upstream of the heating means, the detection module being configured to detect at least one signal representative of a nanoparticle in the sample fluid hydrodynamically focused in the common channel and feedback means on the heating means depending on the detected signal.
  • the present disclosure also relates to a microfluidic manipulation method comprising the following steps: (a) injecting a sample fluid into a common channel of a microfluidic device; (b) injecting at least one desheathed fluid into the common channel to enable hydrodynamic focusing of the sample fluid in the common channel; (c) applying a source of energy over a short period of time to at least one transducer capable of transmitting a quantity of heat localized in the at least one sheath fluid in the common channel upstream of a branch between said at least two channels outlet, the heating means being capable of locally heating said at least one flow of sheath fluid in the common channel and the at least one sheath fluid having a thermal variation in viscosity adapted to deflect or extract a portion of the sample fluid selectively towards a determined output channel among the at least two output channels.
  • step c) comprises a temporal sequence of steps cl) and c2), a delay between step cl) and step c2) being adjusted so as to control the volume of the portion of the fluid extracted sample
  • step cl) comprises applying the energy source over a short period of time to a first transducer disposed on one side of the common channel so as to transmit to said at least one sheath fluid in the common channel a first quantity localized heat
  • step c2) comprises applying the energy source over another short duration to a second transducer arranged on another side of the common channel with respect to a longitudinal axis of the common channel so as to transmit to said minus a sheath fluid in the common channel a second quantity of localized heat.
  • Figure 1 is a top view of the central part of a microfluidic chip according to one embodiment
  • Figure 2 is a top view of a microfluidic chip according to one embodiment
  • Figure 3 is a view taken in section AA of the central part of the microfluidic chip shown in Figure 2,
  • Figure 4 is a schematic view of a microfluidic system according to one embodiment
  • Figure 5 is a top view of a microfluidic chip according to an embodiment with 2 output channels, with injection of a sample fluid and symmetrical injection of the sheath fluid;
  • Figure 6 is a view along a BB section of the central part of the microfluidic chip shown in Figure 5;
  • Figure 7 is a top view of a microfluidic chip according to an embodiment with 3 output channels, with symmetrical injection of the sheath fluid;
  • Figure 8 is a top view of a microfluidic chip according to an embodiment with 2 output channels, with asymmetrical injection of the sheath fluid;
  • Figure 9 is a top view of a microfluidic chip when a laser pulse is applied to at least one heating zone according to an example
  • Figure 10 is a top view simulation of a microfluidic chip when applying an alternating sequence of laser pulses to two heating zones;
  • Figure 11 is a simulation of the flow rates transmitted in two output channels when applying an alternating sequence of laser pulses to two heating zones;
  • Figure 12 schematically represents a sequence for extracting a portion of sample fluid towards a determined outlet
  • Figure 13 is a sectional view of a microfluidic chip according to another embodiment, with rotational symmetry.
  • microfluidic device 100 also called a microfluidic chip.
  • Figures 1 to 8 represent a microfluidic device according to one embodiment of the invention. Figures 5 to 12 illustrate the operation of this microfluidic device.
  • the microfluidic device 100 comprises channels 1 and/or 2, 3, 4, 11, 12, which mechanically conduct a sample fluid 20 to be analyzed and/or at least one sheath fluid 21, 22 from different source inputs 5 , 6, 7 to different outputs 8, 9.
  • the microfluidic device 100 generally has a planar shape. According to a variant, the microfluidic device has a symmetry of revolution around a longitudinal axis. In this case, only one sheath fluid inlet channel can be used.
  • the microfluidic device 100 is for example made of glass, ceramic or silicon.
  • the microfluidic device can be manufactured monolithicly or by assembling a support blade and a cover blade. Channels 1, 2, 3, 4, 11, 12 are formed for example by etching.
  • the microfluidic device 100 is constituted by the assembly of two parts: a support blade
  • the support blade 15 is for example made from polydimethylsiloxane (PDMS).
  • PDMS polydimethylsiloxane
  • the slide 16 is preferably transparent to allow observation and detection of particles in the sample fluid.
  • the slide 16 is a microscope slide to allow observation of the microfluidic device 100 under an optical microscope objective.
  • the microfluidic device 100 comprises a source inlet 5 of sample fluid 20 to be analyzed, a source inlet 6 for a first sheath fluid 21 and another source inlet 7 for a second fluid sheath 22.
  • the first sheath fluid 21 and the second sheath fluid 22 are identical.
  • the first sheath fluid 21 and the second sheath fluid 22 are stored in a single source tank.
  • sheath fluid is injected via a single sheath fluid inlet channel.
  • the entrees source are generally connected by tubes to the reservoir of sample fluid and respectively sheath fluid(s).
  • the source inlets 5, 6, 7 are fluidly connected to syringes equipped with pumps to inject the sample fluid and respectively the sheath fluid(s) into the microfluidic device 100.
  • the microfluidic device 100 comprises a common channel 4.
  • the common channel 4 is connected to the different source inputs 5, 6, 7 by different input channels 1, 2 and 3.
  • an input channel 1, respectively 2 connects the source inlet 6, respectively 7, of sheath fluid to the common channel 4.
  • An input channel 3 fluidly connects the source inlet 5 of sample fluid to the common channel 4.
  • the channel inlet 3 of the sample fluid 20 is arranged in the longitudinal axis 14 of the common channel 4 and the inlet channels 1, 2 of sheath fluid are arranged respectively on opposite lateral faces of the common channel 4.
  • lower internal face 18, or lower face the internal surface of the common channel 4 on the side of the inlet 5.
  • the common channel 4 there is a junction, for example of the Y junction type comprising at least a first output channel 11 and a second output channel 12.
  • the outputs 8 and respectively 9 are connected to the channel common 4 of the microfluidic device via the first output channel 11 and, respectively, the second output channel 12.
  • the first output channel 11 and the second output channel 12 are of the same dimensions and are arranged symmetrically with respect to the longitudinal axis 14 of the common channel 4.
  • the first output channel 11 and the second output channel 12 are of different dimensions and/or are arranged asymmetrically with respect to the longitudinal axis 14 of the common channel 4.
  • the first outlet channel 11 has a transverse section 20% smaller than the transverse section of the second outlet channel 12 so that the first outlet channel 11 has a fluid resistance greater than that of the second outlet channel 12.
  • This structural asymmetry makes it possible to direct the sample fluid 20 towards the second outlet channel 12 in steady state.
  • the microfluidic device 100 comprises a third output channel 13.
  • the third output channel 13 is arranged in the longitudinal axis 14 of the common channel 4. This configuration allows you to sort particles according to two sorting criteria.
  • the device has more than three output channels to allow sorting based on several criteria.
  • the microfluidic device 100 has, in its central part, a symmetry of revolution around the longitudinal axis 14.
  • the microfluidic device 100 comprises a single channel d sheath fluid inlet 1.
  • the inlet channel 3 of the sample fluid 20 is arranged in the longitudinal axis 14.
  • the inlet channel is connected to a frustoconical part arranged concentrically around the inlet channel 3.
  • the inlet channel 1 makes it possible to inject the single sheath fluid 21 concentrically around the sample fluid 20.
  • This configuration allows focusing of the sample fluid 20 inside a cylindrical sheath of sheath fluid 21 in the common channel 4.
  • the first output channel 11 is arranged in the longitudinal axis 14.
  • the second output channel 12 is connected to a frustoconical part arranged concentrically around the first output channel 11.
  • the transducers 31, 32 are arranged in the common channel 4, for example on a side wall.
  • the sample fluid 20 which is not deflected by the heating means is collected via the first outlet channel 11.
  • the heating means deflect the sample fluid 20, the latter is collected by the second channel outlet 12.
  • the inlet channel 3 of the sample fluid 20, the common channel 4, the first outlet channel 11 and the frustoconical parts connected to the sheath fluid inlet channel 1 and to the second outlet channel 12 are of revolution around the longitudinal axis 14.
  • the microfluidic device 100 comprises a detection unit 50.
  • the detection unit 50 is for example based on a system for detecting a fluorescence signal emitted by particles marked with a fluorescent marker and passing through the common channel 4.
  • the microfluidic device 100 further comprises at least one energy source (optical or electrical) and at least one transducer 31, 32 located in a heating zone located in the common channel 4, upstream output channels 11, 12.
  • the transducer(s) 31, 32 are located downstream of the detection unit 50.
  • the transducer 31, 32 transforms the energy received from the energy source in quantity of heat.
  • the transducer is thus a very localized heat source that can be switched quickly.
  • the transducer 31, 32 transmits the quantity of heat to the sheath fluid so that the temperature of the sheath fluid increases locally.
  • the sheath fluid is chosen to have a viscosity having a suitable temperature dependence, depending on the quantity of heat received, to modify the flow of the fluid in the microfluidic chip, while avoiding the generation of bubbles by cavitation. or by boiling.
  • viscosity means the dynamic viscosity of a fluid, when the fluid consists of a single homogeneous component.
  • viscosity means the real or effective viscosity of the fluid considered.
  • the energy source and the transducer are configured to induce a local increase in temperature in the heating zone where the sheath fluid forms a hydrodynamic sheath, so as to locally modify the flow velocity field in standard and direction, and consequently modify the flow rate of the sheath fluid.
  • the intensity of the energy supplied is lower than the bubble generation threshold by cavitation in the sheath fluid.
  • the temperature of the sheath fluid remains below the bubble generation threshold by boiling in the sheath fluid. In other words, the sheath fluid remains in the same physical state, before and after receiving the appropriate amount of heat to modify the fluid flow speed.
  • this arrangement makes it possible to divert a portion of the sample fluid selectively towards a determined output channel among at least two output channels up to a very high rate.
  • these localized heating means applied over a short period make it possible to extract a very small volume of sample fluid to individually sort a detected particle towards one or the other of the different output channels.
  • the volume of sample fluid extracted is for example between 0.1 to 500 femtoliter (fl), for example from 0.1 to 10 fl or even from 10 fl to 100 fl, or even from 100 fl to 500 fl.
  • the energy source comprises a laser source and the transducer comprises a solid element capable of absorbing the radiation from the laser source and transmitting heat to the sheath fluid in a zone of the sheath hydrodynamic.
  • the transducer comprises a solid element capable of absorbing the radiation from the laser source and transmitting heat to the sheath fluid in a zone of the sheath hydrodynamic.
  • the energy source comprises a laser source and the transducer is constituted by the sheath fluid which is capable of directly absorbing the radiation from the laser source in a zone of the hydrodynamic sheath.
  • the transducer is then of the photo-thermal type.
  • the energy source comprises a source of electric current and the transducer comprises a dissipative element resistive or inductive capable of locally heating the sheath fluid inside the common channel 4 in a zone of the hydrodynamic sheath.
  • the transducer comprises a dissipative element resistive or inductive capable of locally heating the sheath fluid inside the common channel 4 in a zone of the hydrodynamic sheath.
  • the sheath fluid 21, 22 is chosen to have a variable viscosity as a function of an increase in temperature, so as to modify the flow rate of the flow of sheath fluid, in standard and /or in orientation.
  • the sheath fluid 21, 22 has a strong variation in viscosity as a function of temperature.
  • the viscosity of the sheath fluid decreases as the temperature increases.
  • the sheath fluid has, at a temperature of 20°C, a viscosity of between 2 mPa.s and 30,000 mPa.s, for example between 10 and 1000 mPa.s and a thermal variation of viscosity of between 0 .2 mPa.
  • the sheath fluid 21, 22 has a viscosity of between 10 and 1000 mPa.s at an ambient temperature of 20°C to allow flow in the microfluidic device.
  • sheath fluid 21, 22 a liquid based on a mixture of water and glycerol (1,2,3-propanetriol with chemical formula HOH2C-CHOH-CH2OH) or a mixture of water and simple or complex carbohydrates (for example a syrup or agar-agar), or propylene glycol (propane-1,2-diol, chemical formula CH3-CHOH-CH2OH) or linseed oil .
  • Glycerol has a viscosity that varies greatly with temperature: its viscosity decreases 5000 times more than that of water when it is heated by 1°C.
  • a sheath fluid is selected having both a dynamic viscosity less than 500 mPa.s and having a dependence of its viscosity as a function of temperature greater than 2 mPa.s per degree Celsius.
  • a sheath fluid consisting of 10% water and 90% glycerol in mass concentration is used.
  • a mixture consisting of 25% water and 75% glycerol in mass concentration is used.
  • the sample fluid 20 and the sheath fluid(s) 21, 22 may be miscible or immiscible with each other.
  • the sample fluid 20 is composed, for example, of water or a phosphate buffered saline solution (PBS) in which there are micro-objects or nano-objects to be categorized and manipulated.
  • PBS phosphate buffered saline solution
  • the microfluidic device further comprises at least one thermoelectric module capable of modifying the temperature either of the entire microfluidic device or of the sample fluid and/or the sheath fluid upstream of the zone(s). ) heating, for example at the input channels 1, 2 and/or 3 or even the common channel 4.
  • a thermoelectric module makes it possible, for example, to maintain the sample fluid at a temperature compatible with specific biological samples.
  • the thermoelectric module makes it possible to adapt the temperature of the sheath fluid(s) so as to be at an optimal operating temperature of the device.
  • the thermoelectric module includes a Peltier effect module.
  • the temperature of the sheath fluid can thus be lowered, upstream of the heating zone, by several degrees or even ten, twenty degrees, so that the sheath fluid has a higher coefficient of thermal variation of dynamic viscosity. in absolute value for the same quantity of heat provided by the energy source, to the extent that the sample contained in the sample fluid (or core or analysis fluid) can tolerate such a reduction in temperature.
  • the heating means comprise a first photo-thermal transducer 31 in a first heating zone and a second photo-thermal transducer 32 in a second heating zone .
  • the first photo-thermal transducer 31 and the second photo-thermal transducer 32 are formed on an internal surface of the common channel 4 so as to be in contact with the sheath fluid during operation of the microfluidic device.
  • the first photo-thermal transducer 31 and the second photo-thermal transducer 32 are arranged on the upper internal surface 19.
  • the first photo-thermal transducer 31 and the second photo-thermal transducer 32 are disjoint and at a distance l one from the other of the order of the width W of the channel common 4, for example approximately 15 micrometers (pm).
  • the first photo-thermal transducer 31 and the second photo-thermal transducer 32 are arranged on two opposite side surfaces 17 of the common channel.
  • the first photo-thermal transducer 31 and the second photo-thermal transducer 32 are arranged on the lower face 18 of the common channel 8.
  • the photo-thermal transducers are not electrically connected to a source of electric current, but are passive elements.
  • the first photo-thermal transducer 31 and the second photo-thermal transducer 32 each comprise, for example, a metallic surface, for example made of gold or indium. This metallic surface is formed for example by deposition of a thin metallic layer. More precisely, the first photothermal transducer 31 and respectively the second photothermal transducer 32 have a surface adapted to receive a laser beam 41, respectively 42.
  • the thickness of the metallic surface is generally of the order of magnitude of the depth of skin at the wavelength of the laser used, for example between 10 nm and 500 nm.
  • the material of the photo-thermal transducers 31, and respectively 32 and the wavelength of the laser source are adapted to make it possible to absorb the laser radiation 41, and respectively 42, from the laser source.
  • the first photo-thermal transducer 31 and the second photo-thermal transducer 32 are located inside the microfluidic device.
  • the wall of the microfluidic device 100 is transparent to laser radiation 41, respectively 42 so that it is absorbed by the first photo-thermal transducer 31 and/or respectively the second photo-thermal transducer 32 to be transformed in heat.
  • the first photo-thermal transducer 31 makes it possible to heat the first sheath fluid 21 locally by conduction in a first heating zone of the hydrodynamic sheath upstream of the junction of the outlet channels 11 and 12.
  • the second photothermal transducer 32 makes it possible to heat the second sheath fluid 22 locally by conduction in a second heating zone of the hydrodynamic sheath upstream of the branching of the outlet channels 11 and 12.
  • the quantity of heat deposited remains localized in the sheath fluid and is evacuated by the flow of the sheath fluid, so that the heat deposited does not reach the hydrodynamically focused sample fluid.
  • the wavelength of the laser beam is chosen so that the sheath fluid is transparent to the laser beam.
  • the first photo-thermal transducer 31 and the second photo-thermal transducer 32 each comprise a rod passing through the wall of the microfluidic device.
  • the laser beam 41, 42 is configured to be focused on the first transducer 31 and/or respectively the second transducer 32 outside the microfluidic device.
  • the rods make it possible to transmit the absorbed heat22 into a first, respectively second, heating zone of the hydrodynamic sheath upstream of the branch of the outlet channels 11 and 12.
  • the first photothermal transducer 31 and the second photothermal transducer 32 have a shape adapted to the geometry of the device, for example a square, disc, or oblong shape.
  • the first transducer 31 and the second transducer 32 are in the form of a Z-axis rod or needle.
  • the first photo-thermal transducer 31, and respectively the second photo-thermal transducer 32 are located at a distance P upstream of the junction with the first output channel 11, and respectively the second output channel 12.
  • the first photothermal transducer 31 and the second photo-thermal transducer 32 have a disk shape with a diameter of between 1 and 15 pm.
  • the microfluidic device comprises a plurality of first photothermal transducers 31 arranged on an internal face of the common channel 4 upstream of the Y junction and/or a plurality of second photo-thermal transducers 32 arranged on the other side face 17 opposite upstream of the junction Y.
  • the first photo-thermal transducer 31 extends along one side of the common channel 4 and the second photo-thermal transducer 32 extends along the opposite side of the common channel 4.
  • the microfluidic device further comprises at least one third photo-thermal transducer 33, respectively at least one fourth photo-thermal transducer 34, arranged on an internal face of the first output channel 11, and respectively of the second channel output 12, that is to say downstream of the Y junction.
  • the third photo-thermal transducer 33 extends along one side of the first output channel and/or the fourth photo-thermal transducer 34 extends along one side of the second output channel 12.
  • the extended shape of the transducer makes it possible to modulate the amplitude of deviation of the sample fluid. This amplitude modulation of the fluid deviation is taken advantage of, for example in the case of multi-criteria sorting to direct a volume of sample fluid between more than two output channels.
  • the energy source comprises a laser source similar to that described in connection with the first embodiment.
  • the laser beam is directed directly at the hydrodynamic sheath fluid in the common channel.
  • the transducer 31, 32 is constituted by a portion of the sheath fluid which is illuminated by the laser beam and which is capable of directly absorbing the radiation from the laser source.
  • the wavelength of the laser source is chosen so that it is absorbed by the sheath fluid 21 and/or 22.
  • the sheath fluid contains absorbing particles, for example gold particles in order to absorb laser radiation with a wavelength between 500nm and 700nm, or graphite particles.
  • This second embodiment makes it easier to scan the laser beam over a heating zone of suitable size and dimensions depending on the application, for example for multi-criteria sorting to several output channels.
  • the energy source comprises a source of electric current and the transducers 31, 32 are of the electro-thermal type.
  • each electro-thermal transducer includes a resistance heating or an inductive dissipative element.
  • Such electro-thermal transducers are connected to an electrical current source which is configured to sequentially power each electro-thermal transducer.
  • the electrothermal transducer 31, respectively 32 is in contact with the hydrodynamic sheath of the first, respectively second, sheath fluid in the common channel 4 to allow thermal exchange.
  • the electro-thermal transducers 31, 32 are electrically isolated from the sheath fluid(s).
  • An electrothermal transducer can have various shapes. The different variants of shape and number of transducers described in connection with Figure 9 also apply to this embodiment.
  • Figure 4 represents a microfluidic system 200 adapted to control the operation of the microfluidic chip 100.
  • the microfluidic system 200 comprises a system of micro-pumps or syringe pumps for injecting the input fluids 20, 21, 22 in entries 5, 6, 7.
  • the microfluidic system 200 also includes an energy source 40.
  • the energy source 40 is a laser source adapted to generate laser pulses.
  • the laser source 40 can be a modulated continuous laser beam, with pulse durations of, for example, between 1 ps and 10 ms.
  • the laser source 40 is a pulse laser generating ultrashort pulses, for example picoseconds or femtoseconds.
  • the energy source 40 is a power supply, adapted to deliver or not an electric current. The energy source 40 makes it possible to supply a determined quantity of energy to the transducers 31, 32 which transform this energy into a local heat source.
  • the transducers 31, 32 are solid photo-thermal transducers, in the form of a pellet or metal rod for example.
  • the transducers 31, respectively 32 are photothermal transducers each constituted by a portion of the sheath fluid which is illuminated by the laser beam 41, respectively 42.
  • the transducers 31, 32 are solid electro-thermal transducers.
  • the laser source 40 is configured to generate a first laser beam 41 in the direction of a first transducer 31 in a first heating zone and respectively a second laser beam 42 in the direction of a second transducer 32 in a second heating zone.
  • the first laser beam 41 is focused on the first transducer 31, respectively the second laser beam 42 is focused on the second transducer 32.
  • the first laser beam 41 is focused on an area of dimensions between 1 and 20 pm, for example a square with a side of 3 pm.
  • the source 40 of electric current is connected to the electro-thermal transducers (for example heating resistors).
  • the microfluidic system 200 comprises a switching system configured to apply one or more electrical pulses selectively to the first transducer 31 and/or the second transducer 32.
  • the duration of an electrical pulse capable of heating the transducer is generally included between lps and 1ms.
  • the microfluidic system 200 comprises a detection unit 50.
  • the detection unit 50 is for example based on a system for detecting a fluorescence signal emitted by particles marked with a fluorescent marker in the hydrodynamically focused sample fluid passing through the common channel 4.
  • the detection unit 50 is positioned upstream of the transducers 31, 32 and the heating zones.
  • a signal representative of a particle is detected in a zone of the sample fluid 20 which is not likely to be disturbed by an increase in temperature of the heating zone.
  • This detection signal is transmitted to a controller 10 which controls the energy source 40, for example the laser source.
  • a signal of the presence of a particle is detected before applying at least one laser or electrical pulse to heat the sheath fluid downstream of the detection device.
  • the distance between the detection unit 50 and the transducers 31, 32 is generally between 2 pm and 2 mm, for example between 20 and 500 pm, for example 50 pm.
  • the time between detecting a particle and heating to deflect the sample fluid is generally between lps and 100ms, for example between 5ps and 10ms, for example of the order of 1 ms.
  • microfluidic device 100 we will now describe the operation of the microfluidic device 100 firstly in a permanent fluid flow regime, then in a pulsed heating regime.
  • a planar microfluidic device quadsi 2D comprising two sheath fluids.
  • the method also applies in the case of a single sheath fluid forming a sheath of revolution around the sample fluid.
  • the sample fluid 20 is injected into the center of the common channel 4 via the inlet channel 3. Simultaneously, the first sheath fluid 21 and the second sheath fluid 22 are injected laterally on each side of the sample fluid 20. in this way, by adjusting the respective flow rates of the sample fluid 20, the first sheath fluid 21 and the second sheath fluid 22, the microfluidic device makes it possible to form a hydrodynamic sheath in at least two dimensions on either side of the sample fluid 20 in the common channel 4.
  • the sample fluid 20 is hydrodynamically focused in the common channel 4.
  • W the width, H the height and L the length of the common channel 4.
  • the sample fluid 20 has a width D reduced compared to the width W by hydrodynamic focusing.
  • the sample fluid 20 is injected with a flow rate of 20 pL.h 1 and the first and second sheath fluids 21, 22 have a identical flow rate of 50 pL.h ⁇ 1 .
  • the width W of the common channel is 25 pm
  • the depth H of the common channel is 7 pm
  • the length L is approximately 74 pm.
  • the width D of each input channel is 11 pm.
  • the distance P between the heating zone 31, 32 and the start of the outlet channel 31, 32 is between 5 and 30 pm.
  • the distance G between the start of the output channel 31, 32 and the tip of the junction Y is between 10 and 30 pm.
  • the sample fluid 20 thus forms a fluid vein with a width D of between 2 and 7 micrometers.
  • the microfluidic device comprises two sheath fluid inlet channels 1 and 2 arranged symmetrically with respect to the longitudinal axis 14 and two outlet channels 11 and 12, arranged symmetrically by relative to the longitudinal axis 14.
  • the same sheath fluid for example a mixture composed of 25% water and 75% glycerol, is injected symmetrically via the first inlet channel 1 and the second inlet channel 2 with the same flow rate, for example 100 pL.h ⁇ 1 .
  • the sample fluid 20 comprises a carrier liquid based on PBS and dispersed nanoparticles or nano-objects. In this case, the hydrodynamically focused sample fluid 20 is located in the center of the common channel 4, equidistant from the two lateral faces 17.
  • the sample fluid 20 is directed towards a branch with at least two branches depending on the type of device ( Figures 5, 7, 8).
  • the sample fluid 20 separates into two fluid streams 120 and 220 at the level of the junction Y.
  • the sample stream 120 and the first sheath fluid 21 flow into the first outlet channel 11 while the sample stream 220 and the second sheath fluid 22 flow into the second outlet channel 12.
  • Each fluid stream 120, 220 has approximately half the flow rate of the sample fluid 20 in common channel 4.
  • the sample fluid 20 flows into the third outlet channel 13, in the longitudinal axis 14 of the common channel 4 while that the first sheath fluid 21 flows mainly in the first outlet channel 11 and the second sheath fluid 22 flows mainly in the second outlet channel 12.
  • the arrangement of the inlet channels 1 and 2 is asymmetrical and/or when the flow rate of the first sheath fluid 21 is different from the flow rate of the second sheath fluid 22 (see Figure 8), in regime permanent, the sample fluid 20 and the second sheath fluid 22 flow in the second outlet channel 12 while the first sheath fluid 21 flows mainly in the first outlet channel 11.
  • a first laser beam 41 is applied to the first transducer 31.
  • the first laser beam 41 is configured to be absorbed by the first transducer 31.
  • the first laser beam 41 is focused on the first transducer 31 and has a wavelength capable of being absorbed by the first transducer 31.
  • a laser is used which generates, on demand, pulses at a wavelength of between 500 nm and 800 nm, for example of 660 nm, focused with a beam size of the order of 2 pm.
  • a laser pulse or a series of laser pulses is applied to heat the first transducer 31.
  • the laser beam passes through the microfluidic device 100 before being absorbed by the first transducer 31.
  • the first laser beam 41 does not pass through the first sheath fluid 21 and is not absorbed directly by the sheath fluid.
  • the energy of the laser beam is focused and absorbed by the first transducer 31.
  • the first transducer 31 heats up and locally heats the first sheath fluid 21 in a first heating zone by contact. It is observed that the heating zone remains localized in the sheath fluid.
  • the local temperature rise is 100°C for 30 ps over an area of 3 pm in diameter.
  • This local heating of the first sheath fluid 21 modifies the viscosity of the first sheath fluid 21, which modifies the flow of the first sheath fluid 21 and consequently that of the sample fluid 20.
  • the viscosity of the first sheath fluid 21 varies locally due to the fact that the local temperature rise is 100°C. This local variation in viscosity locally modifies the direction and speed of flow of the first sheath fluid 21.
  • this local heating makes it possible to deflect the sample fluid 120 so that it flows only in the first output channel 11, instead of being distributed between the two output channels as in the steady state.
  • local and brief heating around the first transducer 31 in a first heating zone is limited to a small volume of the first sheath fluid 21, which is evacuated by the flow of the sheath fluid and does not modify the temperature of the sample fluid 20 nor the second sheath fluid 22. Fragile particles located in the sample fluid that we wish to detect and sort are therefore not affected by this local and brief heating despite the proximity of the local heating source.
  • the first laser beam 41 is interrupted and a second laser beam 42 is applied to the second transducer 32.
  • the second laser beam 42 is configured to be absorbed by the second transducer 32.
  • the same laser source 50 can alternatively generate the first laser beam 41 and the second laser beam 42.
  • a laser source is used to generate the first laser beam 41 and, sequentially, another laser source to generate the second laser beam 42.
  • the second laser beam 42 is focused on the second transducer 32 and has a wavelength capable of being absorbed by the second transducer 32.
  • a single laser pulse or a series of laser pulses 42 is applied to heat the second transducer 32.
  • the second laser beam 42 passes through the microfluidic device 100 before being absorbed by the second transducer 32.
  • the second laser beam 42 does not pass through the second sheath fluid 22 and is not absorbed directly by the sheath fluid.
  • the energy of the second pulsed laser beam 42 is focused and absorbed by the second transducer 32.
  • the second transducer 32 heats up and locally heats the second sheath fluid 22 by contact in a second heating zone.
  • This local and brief heating of the second sheath fluid 22 modifies the viscosity of the second sheath fluid 22, which modifies the flow of the second sheath fluid 22 and consequently of the sample fluid 20.
  • This local heating makes it possible to switch the orientation of the sample fluid 20 so that it then flows into the second output channel 12.
  • the microfluidic device thus makes it possible to switch the sample fluid 20 on demand from the first output channel 11 to the second output channel 12 and vice versa .
  • the microfluidic device 100 makes it possible to control the outlet channel of the sample fluid, as illustrated in Figure 11.
  • the microfluidic device 100 makes it possible to extract a portion 120 of the sample fluid selectively towards the first output channel 11 and/or to extract another portion 220 of the sample fluid selectively towards the second output channel 12.
  • the microfluidic device 100 of the present disclosure makes it possible to manipulate objects of very small size, for example nano-objects or fragile biological cells, without altering their integrity or their viability.
  • the microfluidic device 100 of the present disclosure makes it possible to achieve a switching or extraction frequency of at least 10 kHz, that is to say several orders of magnitude greater than the maximum frequency reached by the most previous microfluidic devices, particularly for the manipulation of nanoparticles.
  • the microfluidic system uses a particle detection signal coming from the detection unit 50 to trigger the heating of the first transducer 31 or the second transducer 32. Depending on whether or not the desired particles are detected, it is thus possible to extract a portion of the sample fluid towards one or other of the output channels to carry out sorting according to the detected signal.
  • a detection signal capable of distinguishing two categories of distinct particles is advantageously used so as to orient a first category of particles corresponding to a first detection signal towards the first channel of output 11, and to direct a second category of particles corresponding to a second detection signal towards the second output channel 12.
  • the sample fluid is directed, as in steady state, towards the third output channel 13, which corresponds to a discharge output.
  • the particles of the first category are then collected via output 8 while the particles of the second category are then collected via output 9.
  • the device of the present disclosure has the advantage of making it possible to divide the vein of the sample fluid 20 into portions 120, 130, 220 without necessarily requiring prior encapsulation. Isolated sections of sample fluid flowing inside the sheath fluid are thus extracted. The isolated volume is generally less than a picoliter. In some applications, the encapsulation step can be eliminated to save substantial time.
  • the present disclosure uses a flow model in a shallow common channel approximation (or “shallow channel” in English terminology) to model the operation of the microfluidic device.
  • the flow axis in the common channel is parallel to the X axis of the orthonormal coordinate system.
  • the sample fluid 20 is for example made up of water.
  • the sheath fluids 21, 22 consist of the same mixture of water and glycerol.
  • the viscosity of the sample fluid 20 and the sheath fluids 21, 22 is calculated from the publication Cheng N. -S. (Formula for viscosity of a glycerol-water mixture, Ind. Eng. Chem.
  • the Mathl equation represents the conservation of momentum, the Math2 equation the conservation of mass, the Math3 equation the conservation of energy and the Math4 and Math5 equations the transport of the phase field.
  • one or a series of laser pulses 41 is applied only to the first transducer 31 to divert the sample fluid selectively towards the first output channel 11.
  • the series of laser pulses 41 is interrupted, then one or another series of laser pulses 42 is applied only to the second transducer 32 to divert the sample fluid selectively towards the second output channel 12.
  • a single laser pulse 41 is applied for a short duration to the first transducer 31 to extract a portion 120 of the sample fluid and direct it towards the first output channel 11.
  • a sequence is applied comprising a first laser pulse 41 on the first transducer 31 and a second laser pulse 42 on the second transducer 32 to extract a portion 130 of the sample fluid towards the first channel of output 11.
  • laser pulses each having a duration of 50 ps are applied, with a cycle duration of 100 ps (i.e. a duty cycle of 50%) and a repetition frequency of 10 4 Hz.
  • Each laser pulse used to heat the sheath fluid on one side or the other has a total energy of 70 nJ.
  • the distance P from the heating zone 31, respectively 32, to the start of the output channel 11, respectively 12, is 5 pm.
  • FIG. 11 represents a simulation of the sample fluid flow rate flowing in the first output channel 11 and respectively in the second output channel 12 as a function of time by applying a series of laser pulses 41, 42 alternating between the two heating zones 31, 32 at a frequency of 10 4 Hz with the parameters indicated above.
  • the oscillation frequency of the jet can reach several kHz, for example 2kHz, 4 kHz, or 10 kHz
  • the simulation shows that the deviation of the sample fluid changes when the distance P varies, all other conditions remaining identical. For example, for a distance P equal to 5 pm, we observe in the simulation above that the sample fluid is deflected towards the outlet channel which is on the same side as the heating zone, with respect to the longitudinal axis 14. For a distance P equal to 10pm, we observe by a simulation based on the model above that the sample fluid is deflected towards the outlet channel which is on the same side as the heating zone, with respect to the longitudinal axis 14 For a distance P equal to 25 pm, we observe by simulation that the sample fluid is deflected towards the outlet channel which is on the opposite side of the heating zone, relative to the longitudinal axis 14.
  • the twisting of the sample fluid allows it to be diverted towards one outlet channel or towards the other outlet channel.
  • this twisting effect makes it possible to section the sample fluid into isolated sections oriented selectively towards one or the other outlet channel.
  • the method of the present disclosure makes it possible to extract a volume of sample fluid containing one and only one detected particle and to deflect this droplet towards a predetermined outlet channel (see Figure 10).
  • the device and microfluidic process of the present disclosure make it possible to guarantee high purity of the extracted fluid and of the nano-objects thus isolated.
  • the microfluidic device of the present disclosure does not heat the sheath fluid upstream of the entry into the common channel nor upstream of the detection system. Rather, the microfluidic device of the present disclosure heats the sheath fluid in the common channel, downstream of the sensing system and upstream of the output channels. Since the heating is very localized in the sheath fluid, the sample fluid remains at a constant temperature.
  • the proximity between the detection unit 50, the heating zones 31, 32 and the output channels 11, 12 makes it possible to switch the sample fluid from one output channel to another output channel very quickly while avoiding errors switching. We can achieve a switching frequency of 2 kHz, 4kHz, or 10kHz, which is several orders of magnitude above the microfluidic devices of the prior art.
  • the time sequence Illustrated in Figure 11 is an example to illustrate a sequence consisting of heating alternations on a first transducer 31 and on a second transducer 32, with a repetition frequency.
  • This model makes it possible to evaluate the operation of the device and to determine the maximum frequency at which he can operate.
  • the sequences are generally not predetermined, but adapted in real time depending on the particles detected or not in the sample fluid.
  • An example of operation consists of extracting a portion of the fluid containing a particle detected via the detection module 50.
  • an isolated heating switching sequence is applied between the first transducer 31 and the second transducer 32, as illustrated in Figure 12.
  • the power density applied by the laser beam 41 on the first photo-thermal transducer 31 and respectively by the laser beam 41 on the second transducer is shown on the two bottom curves. 32 as a function of time.
  • the laser pulses are not applied simultaneously to the two photo-thermal transducers, but successively.
  • the duration of each laser pulse is here of the order of 50 ps.
  • the flow rate of the sample vein 120 extracted in the first outlet channel 11 is represented as a function of time, and, respectively, the flow rate of the sample vein 220 extracted in the second channel output channel 12.
  • the sample fluid stream flows into the second output channel 12.
  • a very small volume of the sample stream 120 is extracted in the first output channel 11 for a short duration of the order of 100 ps. We then find the steady state.
  • Another example of operation consists of successively extracting two portions of the fluid each containing a particle detected successively via the detection module 50.
  • two successive heating switching sequences are applied between the first transducer 31 and the second transducer 32.
  • the present disclosure makes it possible to extract a volume (a section) as small as possible containing only one object per section. This separation into small volumes makes it possible to count the objects one by one.
  • the minimum volume that can be extracted is between 50 femtoliters and 1 picoliter depending on the flow rate of the sample fluid and the delay between the laser pulses on the first transducer 31 and the second transducer 32.
  • an extracted volume can be a source of error if the detected object is not included in this small volume of fluid.
  • Adjusting the temporal and spatial sequence can make it possible to adjust the extracted volume to optimize sorting differently depending on the applications. For example, to extract a determined fraction to an output channel, a first pulse is successively applied to the first transducer 31, a second pulse to the second transducer and a final pulse again to the first transducer 31.
  • Such a sequence makes it possible to avoid burrs due to small residues of sample fluid, resulting from a simple sequence with the first two pulses, and which may flow in an uncontrolled manner towards one or the other output.
  • Other more complex sequences allow multi-criteria sorting.
  • the microfluidic device comprises a plurality of heating zones 31, respectively 32, arranged on one side of the common channel 4 following each other in the direction of the flow of the fluids, in other words in the direction of the longitudinal axis 14.
  • This configuration makes it possible to apply a determined sequence of laser pulses to the successive heating zones 31 and/or respectively 32, following the flow of the fluid. This makes it possible to obtain a greater and more flexible deviation of the sample fluid towards more than two output channels and allows multi-criteria sorting.
  • the microfluidic device comprises one or a plurality of heating zones 33, respectively 34, arranged on one side of the first, respectively second, output channel 11, respectively 12.
  • This configuration allows to apply a determined sequence of laser pulses to the plurality of heating zones 33 and/or respectively 34 which allows for example to optimize multi-criteria sorting
  • microfluidic device, system and method of the present disclosure makes it possible to sort objects in a fluid, in particular micro-objects or even nano-objects with a dimension of less than 10 nm.

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Clinical Laboratory Science (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Fluid Mechanics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Automatic Analysis And Handling Materials Therefor (AREA)
  • Micromachines (AREA)

Abstract

L'invention concerne un dispositif microfluidique (100) comprenant au moins un canal d'entrée (1, 2) de fluide de gaine et un canal d'entrée (3) de fluide échantillon, et un canal commun (4) configuré pour conduire le fluide échantillon (20) focalisé hydrodynamiquement et le au moins un fluide de gaine (21, 22) en direction d'au moins deux canaux de sortie (11, 12, 13). Selon l'invention, le dispositif microfluidique comporte des moyens de chauffage disposés pour transmettre sur une durée brève une quantité de chaleur localisée dans ledit au moins un flux de fluide de gaine (21, 22) dans le canal commun (4) en amont d'un embranchement entre lesdits au moins deux canaux de sortie (11, 12, 13) et ledit au moins un fluide de gaine présentant une variation thermique de viscosité adaptée pour dévier ou extraire une portion (120, 130, 220) du fluide échantillon sélectivement vers un canal de sortie déterminé.

Description

Dispositif microfluidique, système et procédé de manipulation d'un fluide en écoulement
Domaine technique
[0001] La présente invention concerne le domaine technique des dispositifs et procédés microfluidiques. Plus précisément, la présente invention concerne un dispositif et procédé de manipulation microfluidique pour contrôler et dévier rapidement la direction d'écoulement d'un fluide. La présente invention trouve des applications dans la manipulation précise et rapide de fluides ou l'extraction de très petits volumes au sein d'un fluide. L'invention concerne tout particulièrement la manipulation et le tri de particules individuelles de taille nanométrique dans un fluide.
Technique antérieure
[0002] Dans le domaine ci-dessus, il est connu d'utiliser des cytomètres en flux pour détecter, dénombrer, identifier des cellules ou des particules de dimensions micrométriques mises en suspension dans un fluide en écoulement en les faisant défiler, une par une et à grande vitesse, dans le faisceau d'un ou de plusieurs lasers puis pour les trier par la mise en œuvre de méthodes de tri basées sur des techniques variées.
[0003] Les progrès en microscopie et en biologie ont permis de s'intéresser à des objets de taille toujours plus petite, en particulier à des nano-objets de taille inférieure à 100 nm.
[0004] Les cytomètres en flux traditionnels ne fonctionnent correctement que pour des objets de taille supérieure au micromètre. Pour des objets de taille inférieure à 100 nm, les cytomètres sont actuellement limités par leur capacité de détection. De plus, concernant l'opération de tri de nano-objets, les volumes de fluide généralement utilisés par les trieurs de cellules connus et la taille des gouttes servant à encapsuler les objets à trier ne sont pas compatibles avec le tri d'objets nanométriques.
[0005] Il existe différentes méthodes de tri d'objets dans une puce microfluidique. Certaines méthodes de tri reposent sur des techniques passives. Elles peuvent être basées sur des méthodes de focalisation inertielle ou sur la structure de la puce elle- même : cela permet de séparer les objets en sous populations en fonction de leurs caractéristiques physiques (volume, masse, ...). D'autres méthodes de tri, également passives, reposent sur la microfabrication de piliers micrométriques et permettent de réaliser une chromatographie sur puce, mais ne sont applicables que pour les objets micrométriques ou des chaînes polymériques de longueur micrométrique et polydisperses. Ces méthodes passives de tri ne permettent pas de trier les objets un par un en fonction d'un signal spécifique, par exemple de fluorescence.
[0006] Des techniques micromécaniques permettent de trier des objets de taille micrométrique à une cadence de tri relativement lente. Ainsi, l'utilisation de valves pour séparer des cellules, par exemple des cellules eucaryotes ou procaryotes, ne permet pas de dépasser une cadence de tri de 1 Hz.
[0007] D'autres techniques actives de tri reposent sur l'application d'un champ électrique ou magnétique. Par exemple, la diélectrophorèse ou l'utilisation d'ondes acoustiques de surface permettent d'atteindre une cadence de tri de l'ordre du kHz sur des gouttes micrométriques préformées et encapsulant des objets individuels.
[0008] A notre connaissance, il n'existe pas à ce jour de méthode de tri actif de nanoobjets individuels dans une puce microfluidique capable de fonctionner à une cadence de tri supérieure à 1 kHz.
[0009] On connaît des appareils permettant de concentrer des nanoparticules par centrifugation, précipitation ou isolation. Cependant ces techniques ne permettent pas un tri individuel et/ou basé sur un signal spécifique des nanoparticules, par exemple un signal de fluorescence.
[0010] Dans certaines applications particulières, il existe aussi des dispositifs microfluidiques adaptés pour trier des particules pré-encapsulées dans des gouttes dans de l'huile. Ces dispositifs nécessitent une étape préalable d'encapsulation. Le volume des gouttes actuellement accessible n'est pas compatible avec le tri individuel de nanoparticules car cela nécessite une dilution excessive et donc une durée de tri rédhibitoire pour des applications biologiques et médicales.
[0011] La publication de Haneoka et al. « Microfluidic active sorting of DNA molecules labeled with single quantum dots using flow switching by a hydrogel sol-gel transition », Sensors and Actuators B 159 pp. 314-320, 2011, décrit un dispositif microfluidique pour trier des molécules dans un fluide. D'autre part, le document EP 3218107 divulgue des dispositifs de tri de microparticules dans un courant de fluide. Toutefois, la fréquence de commutation de ces dispositifs microfluidiques est limitée à quelques hertz ou à quelques centaines de hertz.
[0012] Le brevet US 9,364,831 B2 divulgue un commutateur microfluidique basé sur l'absorption d'une impulsion laser intense pour induire par cavitation une bulle de gaz. Un tel commutateur microfluidique permet déplacer latéralement des billes de polystryrène de 10 pm de diamètre à une fréquence de commutation de 10 kHz. Cependant, la cavitation est susceptible de porter atteinte à l'intégrité de nano-objets ou à la viabilité de cellules biologiques fragiles en suspension.
[0013] Un des buts de la présente divulgation est de proposer un appareil et procédé permettant de manipuler et/ou de trier en temps réel des objets de taille micrométrique à nanométrique, en suspension dans un fluide en écoulement, à une fréquence de commutation élevée, de l'ordre au moins du kilohertz, et avec innocuité, c'est-à-dire sans risque d'atteinte à l'intégrité de nano-objets ou à la viabilité de cellules biologiques fragiles en suspension dans le fluide.
[0014] Un autre but de la présente divulgation est de proposer, pour certaines applications, un appareil et procédé permettant de manipuler et/ou trier des nanoobjets en suspension dans un fluide, avec ou sans étape d'encapsulation préalable et en utilisant un fluide compatible avec l'analyse des nano-objets.
Exposé de l'invention
[0015] A cet effet, l'invention concerne un dispositif microfluidique comprenant au moins un canal d'entrée de fluide de gaine et un canal d'entrée de fluide échantillon, au moins deux canaux de sortie et un canal commun disposé entre lesdits canaux d'entrée et lesdits canaux de sortie, le canal commun étant relié fluidiquement auxdits canaux d'entrée et de sortie, le canal d'entrée de fluide échantillon étant apte à injecter un fluide échantillon dans le canal commun, le au moins un canal d'entrée de fluide de gaine étant apte à injecter au moins un fluide de gaine dans le canal commun de façon à permettre une focalisation hydrodynamique du fluide échantillon dans le canal commun, le canal commun étant configuré pour conduire le fluide échantillon focalisé hydrodynamiquement et le au moins un fluide de gaine en direction desdits au moins deux canaux de sortie.
[0016] Selon l'invention, le dispositif microfluidique comporte des moyens de chauffage comprend une source d'énergie et au moins un transducteur , les moyens de chauffage étant disposés pour transmettre sur une durée brève une quantité de chaleur localisée dans ledit au moins un flux de fluide de gaine dans le canal commun en amont d'un embranchement entre lesdits au moins deux canaux de sortie, les moyens de chauffage étant aptes à chauffer localement ledit au moins un flux de fluide de gaine dans le canal commun et ledit au moins un fluide de gaine présente une variation thermique de viscosité adaptée pour dévier ou extraire une portion du fluide échantillon sélectivement vers un canal de sortie déterminé parmi les au moins deux canaux de sortie.
[0017] Selon un aspect particulier et avantageux, le au moins un canal d'entrée de fluide de gaine comprend un premier canal d'entrée et un deuxième canal d'entrée, le premier canal d'entrée étant apte à injecter un premier fluide de gaine et le deuxième canal d'entrée étant apte à injecter un deuxième fluide de gaine.
[0018] Selon un premier mode de réalisation, les moyens de chauffage comprennent au moins un transducteur photo-thermique et la source d'énergie comprend une source laser configurée pour générer un faisceau laser focalisé sur ledit au moins un transducteur photo-thermique, ledit au moins un transducteur photo-thermique étant apte à absorber le faisceau laser et à transmettre la chaleur induite par le faisceau laser audit au moins un flux de fluide de gaine par conduction.
[0019] Par exemple, ledit au moins un transducteur photo-thermique comprend une couche d'or ou d'indium.
[0020] Selon un aspect particulier et avantageux du premier mode de réalisation, ledit au moins un transducteur photo-thermique comprend au moins un premier transducteur photo-thermique et au moins un deuxième transducteur photo-thermique, ledit au moins un premier transducteur photo-thermique et, respectivement, ledit au moins un deuxième transducteur photo-thermique étant aptes à absorber séquentiellement le faisceau laser, de façon à modifier le débit du premier fluide de gaine et, respectivement, du deuxième fluide de gaine pour extraire ladite portion du fluide échantillon.
[0021] Avantageusement, ledit au moins un premier transducteur photo-thermique comprend une pluralité de transducteurs photo-thermiques disposés sur un côté du canal commun et/ou dans lequel ledit au moins un deuxième transducteur photothermique comprend une pluralité de transducteurs photo-thermiques disposés sur un autre côté du canal commun par rapport à un axe longitudinal du canal commun.
[0022] Avantageusement, les moyens de chauffage comprennent au moins un troisième transducteur photo-thermique disposé sur un côté du premier canal de sortie et/ou au moins une quatrième transducteur photo-thermique disposé sur un côté du deuxième canal de sortie.
[0023] Selon un deuxième mode de réalisation, les moyens de chauffage comprennent une source laser configurée pour générer un faisceau laser focalisé dans la gaine hydrodynamique à l'intérieur du canal commun et le fluide de gaine est apte à absorber le faisceau laser pour le transformer en chaleur.
[0024] Avantageusement, la source laser est adaptée pour émettre une impulsion laser ayant une énergie comprise entre 10 nJ et lOpJ sur la durée brève inférieure ou égale à 50 ps.
[0025] Selon un troisième mode de réalisation, les moyens de chauffage comprennent au moins un transducteur électro-thermique apte à chauffer localement la gaine hydrodynamique.
[0026] Avantageusement, le dispositif microfluidique comprend un module thermoélectrique apte à modifier la température soit du dispositif microfluidique en entier soit du fluide échantillon et/ou du au moins un de fluide de gaine en amont des moyens de chauffage.
[0027] Avantageusement, le au moins un fluide de gaine présente à une température de 20°C une viscosité comprise entre 2 mPa.s et 30 000 mPa.s et une variation thermique de viscosité comprise entre 0,2 mPa.s K 1 et 3 000 mPa.s K 1. [0028] Par exemple, le au moins un fluide de gaine comprend du propylène glycol, de l'huile de lin, ou un mélange contenant de l'eau et du glycérol, ou un mélange d'eau et de glucides.
[0029] Avantageusement, les au moins deux canaux de sortie comprennent un premier canal de sortie et un deuxième canal de sortie disposés ou configurés de manière symétrique par rapport au canal commun.
[0030] En variante, le premier canal de sortie et le deuxième canal de sortie sont disposés ou configurés de manière dissymétrique par rapport au canal commun.
[0031] Avantageusement, le au moins un fluide de gaine comprend des particules, par exemple métalliques, par exemple en or ou en indium, aptes à absorber le faisceau laser focalisé pour le transformer en chaleur.
[0032] La source laser fonctionne en mode impulsion à la demande ou fonctionnant à une fréquence de répétition inférieure ou égale à 100 kHz.
[0033] La présente divulgation concerne aussi un système microfluidique comprenant un dispositif microfluidique et comprenant un module de détection disposé en amont des moyens de chauffage, le module de détection étant configuré pour détecter au moins un signal représentatif d'une nanoparticule dans le fluide échantillon focalisé hydrodynamiquement dans le canal commun et des moyens de rétroaction sur les moyens de chauffage en fonction du signal détecté.
[0034] La présente divulgation concerne aussi un procédé de manipulation microfluidique comprenant les étapes suivantes : (a) injecter un fluide échantillon dans un canal commun d'un dispositif microfluidique ; (b) injecterau moins un fluide dé gainé dans le canal commun pour permettre une focalisation hydrodynamique du fluide échantillon dans le canal commun ; (c) appliquer une source d'énergie sur une durée brève à au moins un transducteur apte à transmettre une quantité de chaleur localisée dans le au moins un fluide de gaine dans le canal commun en amont d'un embranchement entre lesdits au moins deux canaux de sortie, les moyens de chauffage étant aptes à chauffer localement ledit au moins un flux de fluide de gaine dans le canal commun et le au moins un fluide de gaine présentant une variation thermique de viscosité adaptée pour dévier ou extraire une portion du fluide échantillon sélectivement vers un canal de sortie déterminé parmi les au moins deux canaux de sortie.
[0035] Avantageusement, l'étape c) comprend une séquence temporelle d'étapes cl) et c2), un délai entre l'étape cl) et l'étape c2) étant ajusté de façon à contrôler le volume de la portion du fluide échantillon extraite, dans lequel l'étape cl) comprend appliquer la source d'énergie sur une durée brève à un premier transducteur disposé sur un côté du canal commun de façon à transmettre audit au moins un fluide de gaine dans le canal commun une première quantité de chaleur localisée et dans lequel l'étape c2) comprend appliquer la source d'énergie sur une autre durée brève à un deuxième transducteur disposé sur un autre côté du canal commun par rapport à un axe longitudinal du canal commun de façon à transmettre audit au moins un fluide de gaine dans le canal commun une deuxième quantité de chaleur localisée.
[0036] Bien entendu, les différentes caractéristiques, variantes et formes de réalisation de l'invention peuvent être associées les unes avec les autres selon diverses combinaisons dans la mesure où elles ne sont pas incompatibles ou exclusives les unes des autres.
Brève description des dessins
[0037] De plus, diverses autres caractéristiques de l'invention ressortent de la description annexée effectuée en référence aux dessins qui illustrent des formes, non limitatives, de réalisation de l'invention et où :
[0038] Figure 1 est une vue de dessus de la partie centrale d'une puce microfluidique selon un mode de réalisation,
[0039] Figure 2 est une vue de dessus d'une puce microfluidique selon un mode de réalisation,
[0040] Figure 3 est une vue suivant une coupe AA de la partie centrale de la puce microfluidique représentée sur la figure 2,
[0041] Figure 4 est une vue schématique d'un système microfluidique selon un mode de réalisation, [0042] Figure 5 est une vue de dessus d'une puce microfluidique selon un mode de réalisation à 2 canaux de sortie, avec injection d'un fluide échantillon et injection symétrique du fluide de gaine ;
[0043] Figure 6 est une vue suivant une coupe BB de la partie centrale de la puce microfluidique représentée sur la figure 5 ;
[0044] Figure 7 est une vue de dessus d'une puce microfluidique selon un mode de réalisation à 3 canaux de sortie, avec injection symétrique du fluide de gaine ;
[0045] Figure 8 est une vue de dessus d'une puce microfluidique selon un mode de réalisation à 2 canaux de sortie, avec injection dissymétrique du fluide de gaine ;
[0046] Figure 9 est une vue de dessus d'une puce microfluidique lors de l'application d'une impulsion laser sur au moins une zone de chauffage selon un exemple ;
[0047] Figure 10 est une simulation en vue de dessus d'une puce microfluidique lors de l'application d'une séquence alternée d'impulsions laser sur deux zones de chauffage ;
[0048] Figure 11 est une simulation des débits de flux transmis dans deux canaux de sortie lors de l'application d'une séquence alternée d'impulsions laser sur deux zones de chauffage ;
[0049] Figure 12 représente schématiquement une séquence pour extraire une portion de fluide échantillon vers une sortie déterminée ;
[0050] Figure 13 est une vue en coupe d'une puce microfluidique selon un autre mode de réalisation, à symétrie de révolution.
[0051] Il est à noter que sur ces figures les éléments structurels et/ou fonctionnels communs aux différentes variantes peuvent présenter les mêmes références.
Description détaillée
[0052] De manière générale, la présente divulgation concerne un dispositif microfluidique 100 aussi appelé puce microfluidique.
[0053] Dans le présent document, on entend par fluide un liquide pur ou en mélange, ou encore un gel ou une émulsion. [0054] Les figures 1 à 8 représentent un dispositif microfluidique selon un mode de réalisation de l'invention. Les figures 5 à 12 illustrent le fonctionnement de ce dispositif microfluidique.
Dispositif
[0055] Le dispositif microfluidique 100 comporte des canaux 1 et/ou 2, 3, 4, 11, 12, qui conduisent mécaniquement un fluide échantillon 20 à analyser et/ou au moins un fluide de gaine 21, 22 depuis différentes entrées source 5, 6 ,7 jusqu'à différentes sorties 8, 9. Le dispositif microfluidique 100 a généralement une forme planaire. Selon une variante, le dispositif microfluidique présente une symétrie de révolution autour d'un axe longitudinal. Dans ce cas, un seul canal d'entrée de fluide de gaine peut être utilisé.
[0056] Le dispositif microfluidique 100 est par exemple fabriquée dans du verre, de la céramique ou du silicium. Le dispositif microfluidique peut être fabriqué de manière monolithique ou par assemblage d'une lame support et d'une lame formant couvercle. Les canaux 1, 2, 3, 4, 11, 12 sont formés par exemple par gravure.
[0057] Dans un exemple de réalisation illustré sur les figures 3 et 6, le dispositif microfluidique 100 est constitué par l'assemblage de deux parties : une lame support
15 sur laquelle sont formés les canaux et une lame 16 formant couvercle. La lame support 15 est par exemple fabriquée dans du polydiméthylsiloxane (PDMS). La lame
16 est de préférence transparente pour permettre l'observation et la détection de particules dans le fluide échantillon. Par exemple, la lame 16 est une lame de microscope pour permettre l'observation du dispositif microfluidique 100 sous un objectif de microscope optique.
[0058] Par exemple, comme illustré sur la figure 2, le dispositif microfluidique 100 comporte une entrée source 5 de fluide échantillon 20 à analyser, une entrée source 6 pour un premier fluide de gaine 21 et une autre entrée source 7 pour un deuxième fluide de gaine 22. En variante, le premier fluide de gaine 21 et le deuxième fluide de gaine 22 sont identiques. En variante, le premier fluide de gaine 21 et le deuxième fluide de gaine 22 sont stockés dans un seul et même réservoir source. En variante, le fluide de gaine est injecté via un seul canal d'entrée de fluide de gaine. Les entrées source sont généralement reliées par des tubes au réservoir de fluide échantillon et respectivement de fluide(s) de gaine. Par exemple, les entrées source 5, 6, 7 sont reliées fluidiquement à des seringues équipées de pompes pour injecter le fluide échantillon et respectivement le(s) fluide(s) de gaine dans le dispositif microfluidique 100.
[0059] Le dispositif microfluidique 100 comporte un canal commun 4. Le canal commun 4 est relié aux différentes entrées source 5,6, 7 par différents canaux d'entrée 1, 2 et 3. En particulier, un canal d'entrée 1, respectivement 2, relie l'entrée source 6, respectivement 7, de fluide de gaine au canal commun 4. Un canal d'entrée 3 relie fluidiquement l'entrée source 5 de fluide échantillon au canal commun 4. Sur la figure 1, le canal d'entrée 3 du fluide échantillon 20 est disposé dans l'axe longitudinal 14 du canal commun 4 et les canaux d'entrée 1, 2 de fluide de gaine sont disposés respectivement sur des faces latérales opposées du canal commun 4. Par convention, comme illustré sur la figure 3, on note ici face interne inférieure 18, ou face inférieure, la surface interne du canal commun 4 du côté de l'entrée 5. On note face interne supérieure 19, ou face supérieure, la surface interne du côté opposé à l'entrée 5. On note faces internes latérales 17 ou faces latérales, les surfaces internes du canal commun 4 transverses à la face inférieure 18 et à la face supérieure 19. Sur les figures on a représenté un repère cartésien orthonormé XYZ. Le canal commun 4 s'étend généralement dans le plan XY, l'axe longitudinal 14 du canal commun étant parallèle à l'axe X. Le canal commun 4 a généralement une forme cylindrique de génératrice parallèle à l'axe longitudinal 14. Selon d'autres variantes (non représentées), le dispositif comporte d'autres canaux d'entrée supplémentaires.
[0060] A l'autre extrémité du canal commun 4 se trouve une jonction, par exemple de type jonction Y comprenant au moins un premier canal de sortie 11 et un deuxième canal de sortie 12. Les sorties 8 et respectivement 9 sont reliées au canal commun 4 du dispositif microfluidique via le premier canal de sortie 11 et, respectivement le deuxième canal de sortie 12. Dans l'exemple illustré sur la figure 1, le premier canal de sortie 11 et le deuxième canal de sortie 12 sont de mêmes dimensions et sont disposés symétriquement par rapport à l'axe longitudinal 14 du canal commun 4. En variante, le premier canal de sortie 11 et le deuxième canal de sortie 12 sont de dimensions différentes et/ou sont disposés de façon dissymétrique par rapport à l'axe longitudinal 14 du canal commun 4. Par exemple, le premier canal de sortie 11 présente une section transverse inférieure de 20% à la section transverse du deuxième canal de sortie 12 de façon à ce que le premier canal de sortie 11 présente une résistance fluidique supérieure à celle du deuxième canal de sortie 12. Cette dissymétrie structurelle permet d'orienter le fluide échantillon 20 vers le deuxième canal de sortie 12 en régime permanent.
[0061] Selon encore une autre variante illustrée sur la figure 7, le dispositif microfluidique 100 comporte un troisième canal de sortie 13. Dans cet exemple, le troisième canal de sortie 13 est disposé dans l'axe longitudinal 14 du canal commun 4. Cette configuration permet de trier des particules selon deux critères de tri. Selon d'autres variantes (non représentées), le dispositif comporte plus de trois canaux de sortie pour permettre un tri basé sur plusieurs critères.
[0062] Selon encore une autre variante illustrée sur la figure 13, le dispositif microfluidique 100 présente, dans sa partie centrale, une symétrie de révolution autour de l'axe longitudinal 14. Dans cette configuration, le dispositif microfluidique 100 comporte un seul canal d'entrée 1 de fluide de gaine. Le canal d'entrée 3 du fluide échantillon 20 est disposé dans l'axe longitudinal 14. Le canal d'entrée est relié à une partie tronconique disposée concentriquement autour du canal d'entrée 3. Le canal d'entrée 1 permet d'injecter l'unique fluide de gaine 21 de manière concentrique autour du fluide échantillon 20. Cette configuration permet une focalisation du fluide échantillon 20 à l'intérieur d'une gaine cylindrique de fluide de gaine 21 dans le canal commun 4. Dans l'exemple de la figure 13, le premier canal de sortie 11 est disposé dans l'axe longitudinal 14. Le deuxième canal de sortie 12 est relié à une partie tronconique disposée concentriquement autour du premier canal de sortie 11. Les transducteurs 31, 32 sont disposés dans le canal commun 4, par exemple sur une paroi latérale. Ainsi, le fluide échantillon 20 qui n'est pas dévié par les moyens de chauffage est collecté via le premier canal de sortie 11. Au contraire, lorsque les moyens de chauffage dévient le fluide échantillon 20, celui-ci est collecté par le deuxième canal de sortie 12. Dans l'exemple illustré sur la figure 13, le canal d'entrée 3 du fluide échantillon 20, le canal commun 4, le premier canal de sortie 11 et les parties tronconiques reliées au canal d'entrée 1 de fluide de gaine et au deuxième canal de sortie 12 sont de révolution autour de l'axe longitudinal 14. En variante, il est possible de combiner des canaux d'entrée à symétrie de révolution avec un canal commun et des canaux de sortie de géométrie planaire. Selon une autre variante, il est possible de combiner des canaux d'entrée et un canal commun de géométrie planaire avec des canaux de sortie à symétrie de révolution.
[0063] Avantageusement, le dispositif microfluidique 100 comporte une unité de détection 50. L'unité de détection 50 est par exemple basée sur un système de détection d'un signal de fluorescence émis par des particules marquées par un marqueur fluorescent et passant dans le canal commun 4.
[0064] Selon la présente divulgation, le dispositif microfluidique 100 comporte en outre au moins une source d'énergie (optique ou électrique) et au moins un transducteur 31, 32 situé dans une zone de chauffage localisée dans le canal commun 4, en amont des canaux de sortie 11, 12. Dans le cas où une unité de détection 50 est présente, le(s) transducteur(s) 31, 32 sont situés en aval de l'unité de détection 50. Le transducteur 31, 32 transforme l'énergie reçue de la source d'énergie en quantité de chaleur. Le transducteur est ainsi une source de chaleur très localisée et qui peut être commutée rapidement. Le transducteur 31, 32 transmet la quantité de chaleur au fluide de gaine de façon à ce que la température du fluide de gaine augmente localement.
[0065] Le fluide de gaine est choisi pour présenter une viscosité présentant une dépendance en température adaptée, en fonction de la quantité de chaleur reçue, pour modifier l'écoulement du fluide dans la puce microfluidique, tout en évitant la génération de bulle par cavitation ou par ébullition.
[0066] Dans le présent document, on entend par viscosité la viscosité dynamique d'un fluide, lorsque le fluide est constitué d'un seul composant homogène. Dans le cas d'un fluide composé d'un mélange inhomogène, on entend par viscosité la viscosité réelle ou effective du fluide considéré.
[0067] La source d'énergie et le transducteur sont configurés pour induire une augmentation locale de température dans la zone de chauffage où le fluide de gaine forme une gaine hydrodynamique, de façon à modifier localement le champ de vitesse d'écoulement en norme et en direction, et par conséquent modifier le débit du fluide de gaine. Toutefois, l'intensité de l'énergie apportée est inférieure au seuil de génération de bulle par cavitation dans le fluide de gaine. De plus, la température du fluide de gaine reste inférieure au seuil de génération de bulle par ébullition dans le fluide de gaine. Autrement dit, le fluide de gaine reste dans le même état physique, avant et après avoir reçu la quantité de chaleur adaptée pour modifier la vitesse d'écoulement du fluide.
[0068] Comme décrit de façon détaillée ci-dessous, cet arrangement permet de dévier une portion du fluide échantillon sélectivement vers un canal de sortie déterminé parmi au moins deux canaux de sortie jusqu'à une très haute cadence. En fonction du signal détecté en amont de la zone de chauffage, ces moyens de chauffage localisés et appliqués sur une durée brève permettent d'extraire un très petit volume de fluide échantillon pour trier individuellement une particule détectée vers l'un ou l'autre des différents canaux de sortie. Le volume de fluide échantillon extrait est par exemple compris entre 0.1 à 500 femtolitre (fl), par exemple de 0,1 à 10 fl ou encore de 10 fl à 100 fl, ou encore de 100 fl à 500 fl.
[0069] Nous allons décrire plusieurs modes de réalisation, selon la source d'énergie, le type de transducteur calorique et le fluide de gaine utilisés.
[0070] Dans un premier mode de réalisation, la source d'énergie comprend une source laser et le transducteur comprend un élément solide apte à absorber le rayonnement de la source laser et à transmettre la chaleur au fluide de gaine dans une zone de la gaine hydrodynamique. Par convention nous appelons ce type de transducteur, transducteur photo-thermique.
[0071] Dans un deuxième mode de réalisation, la source d'énergie comprend une source laser et le transducteur est constitué par le fluide de gaine qui est apte à absorber directement le rayonnement de la source laser dans une zone de la gaine hydrodynamique. Le transducteur est alors de type photo-thermique.
[0072] Dans un troisième mode de réalisation, la source d'énergie comprend une source de courant électrique et le transducteur comprend un élément dissipatif résistif ou inductif apte à chauffer localement le fluide de gaine à l'intérieur du canal commun 4 dans une zone de la gaine hydrodynamique. Par convention nous appelons ce type de transducteur, transducteur électro-thermique
[0073] Dans tous les modes de réalisation, le fluide de gaine 21, 22 est choisi pour présenter une viscosité variable en fonction d'une élévation de la température, de façon à modifier le débit du flux de fluide de gaine, en norme et/ou en orientation. De façon avantageuse, le fluide de gaine 21, 22 présente une forte variation de viscosité en fonction de la température. Généralement, la viscosité du fluide de gaine diminue lorsque la température augmente. Par exemple, le fluide de gaine présente, à une température de 20°C, une viscosité comprise entre 2 mPa.s et 30 000 mPa.s, par exemple entre 10 et 1000 mPa.s et une variation thermique de viscosité comprise entre 0,2 mPa. s K 1 et 3 000 mPa. s K 1, de préférence comprise entre 1 et 100 mPa.s K -1par exemple d'au moins 1 mPa.s par degré Kelvin en valeur absolue. De façon avantageuse, le fluide de gaine 21, 22 a une viscosité comprise entre 10 et 1000 mPa.s à une température ambiante de 20°C pour permettre un écoulement dans le dispositif microfluidique. A titre d'exemple nullement limitatif on utilise comme fluide de gaine 21, 22 un liquide basé sur un mélange d'eau et de glycérol (1,2,3-propanetriol de formule chimique HOH2C-CHOH-CH2OH) ou un mélange d'eau et de glucides simples ou complexes (par exemple un sirop ou de l'agar-agar), ou du propylène glycol (propane-l,2-diol, de formule chimique CH3-CHOH-CH2OH) ou de l'huile de lin. Le glycérol présente une viscosité fortement variable avec la température : sa viscosité diminue 5000 fois plus que celle de l'eau quand on l'échauffe de 1°C. En revanche, le glycérol pur présente une viscosité très élevée, ce qui nécessite des différences de pression difficiles à mettre en œuvre en pratique dans un système microfluidique. Avantageusement, on sélectionne un fluide de gaine ayant à la fois une viscosité dynamique inférieure à 500 mPa.s et présentant une dépendance de sa viscosité en fonction de la température supérieure à 2 mPa.s par degré Celsius. On utilise par exemple un fluide de gaine constitué de 10 % d'eau et 90%de glycérol en concentration massique. Dans un autre exemple, on utilise un mélange constitué de 25% d'eau et 75% de glycérol en concentration massique. [0074] Le fluide échantillon 20 et le ou les fluides de gaine 21, 22 peuvent être miscibles ou immiscibles entre eux. Le fluide échantillon 20 est composé par exemple d'eau ou d'une solution tampon phosphate salin (PBS) dans laquelle se trouvent des micro-objets ou nano-objets à catégoriser et manipuler.
[0075] Selon un aspect particulier, le dispositif microfluidique comprend en outre au moins un module thermoélectrique apte à modifier la température soit du dispositif microfluidique en entier soit du fluide échantillon et/ou le fluide de gaine en amont de la ou des zone(s) de chauffage, par exemple au niveau des canaux d'entrée 1, 2 et/ou 3 ou encore du canal commun 4. Un tel module thermoélectrique permet par exemple de maintenir le fluide échantillon à une température compatible avec des échantillons biologiques spécifiques. Selon un aspect particulier, le module thermoélectrique permet d'adapter la température du ou des fluides de gaines de façon à se placer à une température de fonctionnement optimale du dispositif. Par exemple le module thermoélectrique comprend un module à effet Peltier. La température du fluide de gaine peut ainsi être abaissée, en amont de la zone de chauffage, de plusieurs degrés ou même de dix, vingt degrés, de façon à ce que le fluide de gaine présente un coefficient de variation thermique de viscosité dynamique plus élevé en valeur absolue pour une même quantité de chaleur apportée par la source d'énergie, dans la mesure où l'échantillon contenu dans le fluide échantillon (ou fluide de cœur ou d'analyse) peut tolérer un tel abaissement de température.
[0076] Selon un exemple du premier mode de réalisation, illustré sur les figures 5 et 6, les moyens de chauffage comportent un premier transducteur 31 photo-thermique dans une première zone de chauffage et un deuxième transducteur 32 photothermique dans une deuxième zone de chauffage. De façon avantageuse, le premier transducteur 31 photo-thermique et le deuxième transducteur 32 photo-thermique sont formées sur une surface interne du canal commun 4 de façon à être en contact avec le fluide de gaine lors du fonctionnement du dispositif microfluidique. Par exemple, le premier transducteur 31 photo-thermique et le deuxième transducteur 32 photo-thermique sont disposés sur la surface interne supérieure 19. Le premier transducteur 31 photo-thermique et le deuxième transducteur 32 photo-thermique sont disjoints et à une distance l'un de l'autre de l'ordre de la largeur W du canal commun 4, par exemple d'environ 15 micromètres (pm). En variante, le premier transducteur 31 photo-thermique et le deuxième transducteur 32 photo-thermique sont disposés sur deux surfaces latérales 17 opposées du canal commun. Selon une autre variante, le premier transducteur 31 photo-thermique et le deuxième transducteur 32 photo-thermique sont disposés sur la face inférieure 18 du canal commun 8.
[0077] Dans ce premier mode de réalisation, les transducteurs photo-thermiques ne sont pas reliés électriquement à une source de courant électrique, mais sont des éléments passifs. Selon l'exemple du premier mode de réalisation illustré sur la figure 5, le premier transducteur 31 photo-thermique et le deuxième transducteur 32 photothermique comprennent par exemple chacun une surface métallique, par exemple en or ou en indium. Cette surface métallique est formée par exemple par dépôt d'une couche mince métallique. Plus précisément, le premier transducteur 31 photothermique et respectivement le deuxième transducteur 32 photo-thermique ont une surface adaptée pour recevoir un faisceau laser 41, respectivement 42. L'épaisseur de la surface métallique est généralement de l'ordre de grandeur de la profondeur de peau à la longueur d'onde du laser utilisé, par exemple entre 10 nm et 500 nm. Le matériau des transducteurs photo-thermiques 31, et respectivement 32 et la longueur d'onde de la source laser sont adaptés pour permettre d'absorber le rayonnement laser 41, et respectivement 42, de la source laser. Dans un exemple de réalisation, le premier transducteur 31 photo-thermique et le deuxième transducteur 32 photo-thermique sont situées à l'intérieur du dispositif microfluidique. Dans ce cas, la paroi du dispositif microfluidique 100 est transparente au rayonnement laser 41, respectivement 42 de façon à ce qu'il soit absorbé par le premier transducteur 31 photo-thermique et/ou respectivement le deuxième transducteur 32 photo-thermique pour être transformé en chaleur. De cette manière, le premier transducteur 31 photo-thermique permet de chauffer localement par conduction le premier fluide de gaine 21 dans une première zone de chauffage de la gaine hydrodynamique en amont de l'embranchement des canaux de sortie 11 et 12. De manière analogue, le deuxième transducteur 32 photothermique permet de chauffer localement par conduction le deuxième fluide de gaine 22 dans une deuxième zone de chauffage de la gaine hydrodynamique en amont de l'embranchement des canaux de sortie 11 et 12. La quantité de chaleur déposée reste localisée dans le fluide de gaine et est évacuée par le flux du fluide de gaine, si bien que la chaleur déposée n'atteint pas le fluide échantillon focalisé hydrodynamiquement. Dans le cas où le faisceau laser traverse le fluide de gaine avant d'atteindre le transducteur 31, 32, on choisit la longueur d'onde du faisceau laser de façon à ce que le fluide de gaine soit transparent au faisceau laser.
[0078] Selon une variante du premier mode de réalisation, le premier transducteur 31 photo-thermique et le deuxième transducteur 32 photo-thermique comprennent chacun une tige traversant la paroi du dispositif microfluidique. Dans ce cas, le faisceau laser 41, 42 est configuré pour être focalisé sur le premier transducteur 31 et/ou respectivement le deuxième transducteur 32 à l'extérieur du dispositif microfluidique. Par conduction, les tiges permettent de transmettre la chaleur absorbée22 dans une première, respectivement deuxième, zone de chauffage de la gaine hydrodynamique en amont de l'embranchement des canaux de sortie 11 et 12.
[0079] Dans le premier mode de réalisation, le premier transducteur 31 photothermique et le deuxième transducteur 32 photo-thermique ont une forme adaptée à la géométrie du dispositif, par exemple une forme carrée, de disque, ou oblongue . En variante, le premier transducteur 31 et le deuxième transducteur 32 sont en forme de tige ou d'aiguille d'axe Z. Selon l'exemple du premier mode de réalisation illustré sur la figure 1, le premier transducteur 31 photo-thermique, et respectivement le deuxième transducteur 32 photo-thermique sont situées à une distance P en amont de la jonction avec le premier canal de sortie 11, et respectivement le deuxième canal de sortie 12. Dans un exemple de réalisation, le premier transducteur 31 photothermique et le deuxième transducteur 32 photo-thermique ont une forme de disque de diamètre compris entre 1 et 15 pm.
[0080] Selon une variante du premier mode de réalisation, illustrée sur la figure 9, le dispositif microfluidique comporte une pluralité de premiers transducteurs 31 photothermiques disposés sur une face interne du canal commun 4 en amont de la jonction Y et/ou une pluralité de deuxièmes transducteurs 32 photo-thermiques disposés sur l'autre face latérale 17 opposée en amont de la jonction Y. Selon encore une autre variante, le premier transducteur 31 photo-thermique s'étend le long d'un côté du canal commun 4 et le deuxième transducteur 32 photo-thermique s'étend le long du côté opposé du canal commun 4.
[0081] En option, le dispositif microfluidique comporte en outre au moins un troisième transducteur 33 photo-thermique, respectivement au moins un quatrième transducteur 34 photo-thermique, disposé sur une face interne du premier canal de sortie 11, et respectivement du deuxième canal de sortie 12, c'est-à-dire en aval de la jonction Y. En variante, le troisième transducteur 33 photo-thermique s'étend le long d'un côté du premier canal de sortie et/ou le quatrième transducteur 34 photothermique s'étend le long d'un côté du deuxième canal de sortie 12. La forme étendue du transducteur permet de moduler l'amplitude de déviation du fluide échantillon. Cette modulation d'amplitude de la déviation du fluide est mise à profit, par exemple dans le cas d'un tri multi critère pour diriger un volume de fluide échantillon entre plus de deux canaux de sortie.
[0082] Selon le deuxième mode de réalisation, la source d'énergie comprend une source laser similaire à celle décrite en lien avec le premier mode de réalisation. Toutefois, au lieu d'être dirigés vers un transducteur solide et fixe par rapport au dispositif microfluidique, le faisceau laser est dirigé directement sur le fluide de la gaine hydrodynamique dans le canal commun. En effet, dans ce deuxième mode de réalisation, le transducteur 31, 32 est constitué par une portion du fluide de gaine qui est éclairée par le faisceau laser et qui est apte à absorber directement le rayonnement de la source laser. On choisit la longueur d'onde de la source laser pour qu'elle soit absorbée par le fluide de gaine 21 et/ou 22. Par exemple le fluide de gaine contient des particules absorbantes, par exemple des particules d'or afin d'absorber un rayonnement laser de longueur d'onde comprise entre 500nm et 700nm, ou des particules de graphite. Ce deuxième mode de réalisation permet plus facilement de balayer le faisceau laser sur une zone de chauffage de taille et de dimensions adaptées en fonction de l'application, par exemple pour du tri multicritère vers plusieurs canaux de sortie.
[0083] Selon le troisième mode de réalisation, la source d'énergie comprend une source de courant électrique et les transducteurs 31, 32 sont de type électro-thermique. Par exemple, chaque transducteur électro-thermique comprend une résistance chauffante ou un élément dissipatif inductif. De tels transducteurs électro-thermiques sont reliés à une source de courant électrique qui est configurée pour alimenter séquentiellement chaque transducteur électro-thermique. Le transducteur électrothermique 31, respectivement 32, est en contact avec la gaine hydrodynamique du premier, respectivement deuxième, fluide de gaine dans le canal commun 4 pour permettre un échange thermique. Les transducteurs électro-thermiques 31, 32, sont isolés électriquement par rapport au(x) fluide(s) de gaine. Un transducteur électrothermique peut avoir des formes variées. Les différentes variantes de forme et de nombre de transducteurs décrites en lien avec la figure 9 s'appliquent également à ce mode de réalisation.
[0084] La figure 4 représente un système microfluidique 200 adapté pour contrôler le fonctionnement de la puce microfluidique 100. Le système microfluidique 200 comporte un système de micro-pompes ou de pousses-seringues pour injecter les fluides d'entrée 20, 21, 22 dans les entrées 5, 6, 7.
[0085] Le système microfluidique 200 comporte aussi une source d'énergie 40. Dans le premier et le deuxième mode de réalisation, la source d'énergie 40 est une source laser adaptée pour générer des impulsions laser. Par exemple, la source laser 40 peut être un faisceau laser continu modulé, avec des durées d'impulsions comprises par exemple entre 1 ps et 10 ms. En variante, la source laser 40 est un laser à impulsions générant des impulsions ultrabrèves par exemple picosecondes ou femtosecondes. Dans le troisième mode de réalisation, la source d'énergie 40 est une alimentation électrique, adaptée pour délivrer ou non un courant électrique. La source d'énergie 40 permet d'apporter une quantité d'énergie déterminée aux transducteurs 31, 32 qui transforment cette énergie en source de chaleur locale. Dans le premier mode de réalisation, les transducteurs 31, 32 sont des transducteurs photo-thermiques solides, sous forme de pastille ou de tige métallique par exemple. Dans le deuxième mode de réalisation, les transducteurs 31, respectivement 32 sont des transducteurs photothermiques constitués chacun par une portion du fluide de gaine qui est éclairée par le faisceau laser 41, respectivement 42. Dans le troisième mode de réalisation, les transducteurs 31, 32 sont des transducteurs électro-thermiques solides. [0086] Dans les premiers et deuxièmes modes de réalisation, la source laser 40 est configurée pour générer un premier faisceau laser 41 en direction d'un premier transducteur 31 dans une première zone de chauffage et respectivement un deuxième faisceau laser 42 en direction d'un deuxième transducteur 32 dans une deuxième zone de chauffage. De façon avantageuse, le premier faisceau laser 41 est focalisé sur le premier transducteur 31, respectivement le deuxième faisceau laser 42 est focalisé sur le deuxième transducteur 32. Par exemple, le premier faisceau laser 41 est focalisé sur une zone de dimensions comprises entre 1 et 20 pm, par exemple un carré de 3 pm de côté.
[0087] Dans le troisième mode de réalisation, la source 40 de courant électrique est reliée aux transducteurs électro-thermiques (par exemple des résistances chauffantes). Le système microfluidique 200 comprend un système de commutation configuré pour appliquer une ou plusieurs impulsions électriques sélectivement sur le premier transducteur 31 et/ou le deuxième transducteur 32. Dans ce cas, la durée d'une impulsion électrique apte à chauffer le transducteur est généralement comprise entre lps et 1ms.
[0088] De façon optionnelle, le système microfluidique 200 comporte une unité de détection 50. L'unité de détection 50 est par exemple basée sur un système de détection d'un signal de fluorescence émis par des particules marquées par un marqueur fluorescent dans le fluide échantillon focalisé hydrodynamiquement et passant dans le canal commun 4. L'unité de détection 50 est positionnée en amont des transducteurs 31, 32 et des zones de chauffage. Ainsi, on détecte un signal représentatif d'une particule dans une zone du fluide échantillon 20 qui ne risque pas d'être perturbée par une élévation de température de la zone de chauffage. Ce signal de détection est transmis à un contrôleur 10 qui pilote la source d'énergie 40, par exemple la source laser. On détecte un signal de présence d'une particule avant d'appliquer au moins une impulsion laser ou électrique pour chauffer le fluide de gaine en aval du dispositif de détection. La distance entre l'unité de détection 50 et les transducteurs 31, 32 est généralement comprise entre 2pm et 2mm, par exemple entre 20 et 500 pm, par exemple de 50 pm. Compte tenu de la vitesse d'écoulement des fluides, la durée entre la détection d'une particule et le chauffage pour dévier le fluide échantillon est généralement comprise entre lps et 100ms, par exemple entre 5ps et 10ms, par exemple de l'ordre de 1 ms.
Procédé
[0089] Nous allons maintenant décrire le fonctionnement du dispositif microfluidique 100 tout d'abord en régime permanent d'écoulement des fluides, puis en régime de chauffage impulsionnel. Pour la clarté de l'exposé, on considère un dispositif microfluidique planaire (quasi 2D) comprenant deux fluides de gaines. Cependant, compte tenu du caractère laminaire des écoulements microfluidiques, le procédé s'applique également dans le cas d'un unique fluide de gaine formant une gaine de révolution autour du fluide échantillon.
[0090] Le fluide échantillon 20 est injecté au centre du canal commun 4 via le canal d'entrée 3. Simultanément, le premier fluide de gaine 21 et le deuxième fluide de gaine 22 sont injectés latéralement de chaque côté du fluide échantillon 20. De cette manière, moyennant un ajustement des débits respectifs du fluide échantillon 20, du premier fluide de gaine 21 et du deuxième fluide de gaine 22, le dispositif microfluidique permet de former une gaine hydrodynamique en au moins en deux dimensions de part et d'autre du fluide échantillon 20 dans le canal commun 4. Le fluide échantillon 20 est focalisé hydrodynamiquement dans le canal commun 4. On note W la largeur, H la hauteur et L la longueur du canal commun 4. En fonction du ratio entre le débit du fluide échantillon et le débit du fluide de gaine, le fluide échantillon 20 présente une largeur D réduite par rapport à la largeur W par focalisation hydrodynamique.
[0091] Par exemple, dans un dispositif microfluidique tel qu'illustré sur les figures 2-3, le fluide échantillon 20 est injecté avec un débit de 20 pL.h 1 et le premier et le deuxième fluide de gaine 21, 22 ont un débit identique de 50 pL.h ~1. La largeur W du canal commun est de 25 pm, la profondeur H du canal commun de 7 pm et la longueur L d'environ 74 pm. La largeur D de chaque canal d'entrée est de 11 pm. La distance P entre la zone de chauffage 31, 32 et le début du canal de sortie 31, 32 est comprise entre 5 et 30 pm. La distance G entre le début du canal de sortie 31, 32 et la pointe de la jonction Y est comprise entre 10 et 30 pm. Le fluide échantillon 20 forme ainsi une veine fluide de largeur D comprise entre 2 et 7 micromètres. [0092] Selon un exemple illustré sur la figure 5, le dispositif microfluidique comporte deux canaux d'entrée de fluide de gaine 1 et 2 disposés symétriquement par rapport à l'axe longitudinal 14 et deux canaux de sortie 11 et 12, disposés symétriquement par rapport à l'axe longitudinal 14. Le même fluide de gaine, par exemple un mélange composé de 25% d'eau et de 75 % de glycérol, est injecté symétriquement via le premier canal d'entrée 1 et le second canal d'entrée 2 avec un même débit, par exemple de 100 pL.h ~1. Le fluide échantillon 20 comprend un liquide porteur à base de PBS et des nanoparticules ou nano-objets dispersés. Dans ce cas, le fluide échantillon 20 focalisé hydrodynamiquement est situé au centre du canal commun 4, à équidistance des deux faces latérales 17.
[0093] Une fois focalisé, le fluide échantillon 20 est dirigé vers un embranchement à au moins deux branches selon le type de dispositif (figures 5, 7, 8).
[0094] Nous considérons tout d'abord un régime permanent ou d'équilibre de fonctionnement du dispositif microfluidique, c'est-à-dire en présence d'un débit du fluide de gaine et du fluide échantillon et en absence d'application d'une source laser ou d'une alimentation électrique sur les transducteurs opto- ou électro-thermiques 31, 32, 33, 34.
[0095] Dans l'exemple de réalisation illustré sur la figure 5, en régime permanent, le fluide échantillon 20 se sépare en deux veines fluides 120 et 220 au niveau de la jonction Y. La veine échantillon 120 et le premier fluide de gaine 21 s'écoulent dans le premier canal de sortie 11 tandis que la veine échantillon 220 et le deuxième fluide de gaine 22 s'écoulent dans le deuxième canal de sortie 12. Chaque veine fluide 120, 220 présente approximativement la moitié du débit du fluide échantillon 20 dans le canal commun 4.
[0096] Dans l'exemple de réalisation à trois canaux de sortie illustré sur la figure 7, en régime permanent, le fluide échantillon 20 s'écoule dans le troisième canal 13 de sortie, dans l'axe longitudinal 14 du canal commun 4 tandis que le premier fluide de gaine 21 s'écoule principalement dans le premier canal de sortie 11 et le deuxième fluide de gaine 22 s'écoule principalement dans le deuxième canal de sortie 12. [0097] En variante, lorsque la disposition des canaux d'entrée 1 et 2 est dissymétrique et/ou lorsque le débit du premier fluide de gaine 21 est différent du débit du deuxième fluide de gaine 22 (cf. figure 8), en régime permanent, le fluide échantillon 20 et le deuxième fluide de gaine 22 s'écoulent dans le deuxième canal de sortie 12 tandis que le premier fluide de gaine 21 s'écoule principalement dans le premier canal de sortie 11.
[0098] En lien avec les figures 9 et 10, nous considérons maintenant un régime de commutation à la demande du dispositif microfluidique, c'est-à-dire en présence d'un débit du fluide de gaine et du fluide échantillon et en appliquant une séquence d'au moins une impulsion d'une source d'énergie, laser ou alimentation électrique, sur au moins un transducteur 31, 32 dans une zone de chauffage.
[0099] Pour la clarté de l'exposé, on considère un dispositif microfluidique à deux canaux de sortie symétriques selon le premier mode de réalisation. L'homme du métier adaptera aisément le procédé aux autres modes de réalisation. Comme illustré sur la figure 9, on applique un premier faisceau laser 41 sur le premier transducteur 31. Le premier faisceau laser 41 est configuré pour être absorbé par le premier transducteur 31. A cet effet, le premier faisceau laser 41 est focalisé sur le premier transducteur 31 et présente une longueur d'onde apte à être absorbée par le premier transducteur 31. Par exemple, on utilise un laser générant, à la demande, des impulsions à une longueur d'onde comprise entre 500 nm et 800 nm, par exemple de 660 nm, focalisé avec une taille de faisceau de l'ordre de 2 pm. On applique une impulsion laser ou une série d'impulsions laser pour chauffer le premier transducteur 31. Le faisceau laser traverse le dispositif microfluidique 100 avant d'être absorbé par le premier transducteur 31. On souligne ici que dans cet exemple, le premier faisceau laser 41 ne traverse pas le premier fluide de gaine 21 et n'est pas absorbé directement par le fluide de gaine. Au contraire, l'énergie du faisceau laser est focalisée et absorbée par le premier transducteur 31. Sous cette illumination, le premier transducteur 31 s'échauffe et chauffe localement par contact le premier fluide de gaine 21 dans une première zone de chauffage. On observe que la zone de chauffage reste localisée dans le fluide de gaine. Par exemple, pour une illumination laser de 70 nJ, l'élévation locale de température est de 100°C pendant 30 ps sur une zone de 3 pm de diamètre. Cet échauffement local du premier fluide de gaine 21 modifie la viscosité du premier fluide de gaine 21, ce qui modifie l'écoulement du premier fluide de gaine 21 et par conséquence celui du fluide échantillon 20. Dans un exemple où le premier fluide de gaine 21 est constitué d'un mélange de 25% d'eau et 75% de glycérol, la viscosité du premier fluide de gaine 21 varie localement du fait que l'élévation locale de température est de 100°C. Cette variation locale de viscosité modifie localement la direction et la vitesse d'écoulement du premier fluide de gaine 21. Comme illustré sur la figure 9, ce chauffage local permet de dévier le fluide échantillon 120 pour qu'il s'écoule uniquement dans le premier canal de sortie 11, au lieu d'être réparti entre les deux canaux de sortie comme dans le régime permanent. Néanmoins, réchauffement local et bref autour du premier transducteur 31 dans une première zone de chauffage est limité à un petit volume du premier fluide de gaine 21, qui est évacué par le flux du fluide de gaine et ne modifie pas la température du fluide échantillon 20 ni du deuxième fluide de gaine 22. Des particules fragiles situées dans le fluide échantillon que l'on souhaite détecter et trier ne sont donc pas affectées par cet échauffement local et bref malgré la proximité de la source locale de chauffage.
[0100] De manière séquentielle, on interrompt le premier faisceau laser 41 et on applique un deuxième faisceau laser 42 sur le deuxième transducteur 32. Le deuxième faisceau laser 42 est configuré pour être absorbé par le deuxième transducteur 32. Une même source laser 50 peut générer alternativement le premier faisceau laser 41 et le deuxième faisceau laser 42. En variante, on utilise une source laser pour générer le premier faisceau laser 41 et, séquentiellement, une autre source laser pour générer le deuxième faisceau laser 42. Le deuxième faisceau laser 42 est focalisée sur le deuxième transducteur 32 et présente une longueur d'onde apte à être absorbée par le deuxième transducteur 32. On applique une seule impulsion laser ou une série d'impulsions laser 42 pour chauffer le deuxième transducteur 32. Dans un exemple du premier mode de réalisation, le deuxième faisceau laser 42 traverse le dispositif microfluidique 100 avant d'être absorbé par le deuxième transducteur 32. Ici aussi, le deuxième faisceau laser 42 ne traverse pas le deuxième fluide de gaine 22 et n'est pas absorbé directement par le fluide de gaine. Au contraire, l'énergie du deuxième faisceau laser pulsé 42 est focalisée et absorbée par le deuxième transducteur 32. Sous cette illumination, le deuxième transducteur 32 s'échauffe et chauffe localement par contact le deuxième fluide de gaine 22 dans une deuxième zone de chauffage. Cet échauffement local et bref du deuxième fluide de gaine 22 modifie la viscosité du deuxième fluide de gaine 22, ce qui modifie l'écoulement du deuxième fluide de gaine 22 et par conséquent du fluide échantillon 20. Ce chauffage local permet de commuter l'orientation du fluide échantillon 20 pour qu'il s'écoule alors dans le deuxième canal de sortie 12. Le dispositif microfluidique permet ainsi de commuter à la demande le fluide échantillon 20 du premier canal de sortie 11 vers le deuxième canal de sortie 12 et vice versa.
[0101] En chauffant soit le premier transducteur 31 soit le deuxième transducteur 32, le dispositif microfluidique 100 permet de contrôler le canal de sortie du fluide échantillon, comme illustré sur la figure 11.
[0102] Par une application séquentielle alternée d'impulsions laser sur les transducteurs 31 et 32, le dispositif microfluidique 100 permet de d'extraire une portion 120 du fluide échantillon sélectivement vers le premier canal de sortie 11 et/ou d'extraire une autre portion 220 du fluide échantillon sélectivement vers le deuxième canal de sortie 12. Le dispositif microfluidique 100 de la présente divulgation permet de manipuler des objets de très petite taille, par exemple des nano-objets ou des cellules biologiques fragiles, sans altérer leur intégrité ou leur viabilité. De plus, le dispositif microfluidique 100 de la présente divulgation permet d'atteindre une fréquence de commutation ou d'extraction d'au moins 10 kHz, c'est-à-dire de plusieurs ordres de grandeur supérieure à la fréquence maximale atteinte par la plupart des dispositifs micro-fluidiques antérieurs, notamment pour la manipulation de nanoparticules.
[0103] De façon avantageuse, le système microfluidique utilise un signal de détection de particules provenant de l'unité de détection 50 pour déclencher le chauffage du premier transducteur 31 ou du deuxième transducteur 32. En fonction de la détection on non de particules recherchées, il est ainsi possible d'extraire une portion du fluide échantillon vers l'un ou l'autre des canaux de sortie pour effectuer un tri en fonction du signal détecté. [0104] Dans le mode de réalisation à trois canaux de sortie, on utilise avantageusement un signal de détection apte à distinguer deux catégories de particules distinctes de façon à orienter une première catégorie de particules correspondant à un premier signal de détection vers le premier canal de sortie 11, et à orienter une deuxième catégorie de particules correspondant à un deuxième signal de détection vers le deuxième canal de sortie 12. En absence de signal de détection, le fluide échantillon est dirigé, comme en régime permanent, vers le troisième canal de sortie 13, qui correspond à une sortie décharge. Les particules de la première catégorie sont ensuite collectées via la sortie 8 tandis que les particules de la deuxième catégorie sont ensuite collectées via la sortie 9.
[0105] Le dispositif de la présente divulgation présente l'avantage de permettre de fractionner la veine du fluide échantillon 20 en portions 120, 130, 220 sans requérir nécessairement d'encapsulation préalable. On extrait ainsi des tronçons isolés de fluide échantillon s'écoulant à l'intérieur du fluide de gaine. Le volume isolé est généralement inférieur au picolitre. Dans certaines applications, l'étape d'encapsulation peut être supprimée pour un gain de temps substantiel.
[0106] La présente divulgation utilise un modèle d'écoulement dans une approximation de canal commun peu profond (ou « shallow channel » en terminologie anglophone) pour modéliser le fonctionnement du dispositif microfluidique. L'axe d'écoulement dans le canal commun est parallèle à l'axe X du repère orthonormé. Le fluide échantillon 20 est par exemple constitué d'eau. Les fluides de gaine 21, 22 sont constitués d'un même mélange d'eau et de glycérol. La viscosité du fluide échantillon 20 et des fluides de gaine 21, 22 est calculée à partir de la publication Cheng N. -S. (Formula for viscosity of a glycerol-water mixture, Ind. Eng. Chem. Res., 47 :3285-3288, 2008) à laquelle la publication Volker et Kâhler (Density model for aqueous glycerol solutions, Experiments in Fluids, 75, 2018) a apporté des corrections sur le modèle volumique. Nous appliquons un débit de 20 pL.h 1 au fluide échantillon 20 et un identique de 50 pL.h 1 au premier fluide de gaine 21 et au deuxième fluide de gaine 22. Une condition de non-glissement est imposée sur toutes les parois internes et les deux branches de la jonction Y forment les deux canaux de sortie 11, 12. La modélisation basée sur une méthode de champ de phase met en évidence l'interface entre le fluide échantillon et le fluide de gaine. La Tl position de I interface est suivie a travers la resolution d une equation de transport. De plus, la minimisation de l'énergie de mélange permet de déterminer les mouvements de l'interface. Ce modèle est basé sur le système d'équations suivant.
[0107] [Math. 1]
Figure imgf000029_0001
[0112] L'équation Mathl représente la conservation de quantité de mouvement, l'équation Math2 la conservation de masse, l'équation Math3 la conservation d'énergie et les équations Math4 et Math5 le transport du champ de phase. L'indice j=l représente le fluide échantillon et l'indice j=2 représente le fluide de gaine, pj représente la masse volumique de chaque phase fluide, Uj = (uXJ , uXJ) représente le champ de vitesse, pj la pression, r|j la viscosité dynamique et ez la profondeur des canaux de la puce microfluidique ; CPJ représente la capacité calorifique, Tj représente le champ de température, kj le coefficient de conduction et Qj le terme source, <kj est une variable de champ de phase et j est une variable auxiliaire de champ de phase. Le paramètre À = 3SG/ 8 est la densité d'énergie libre du mélange et G la tension interfaciale entre les phases 1 (fluide échantillon ) et 2 (fluide de gaine).
[0113] Des résultats de cette modélisation sont illustrés sur les figures 8 et 10. L'interface entre le fluide échantillon et le fluide de gaine est représentée en trait noir sur les figures 8 à 10.
[0114] Selon un mode de fonctionnement, on applique une ou une série d'impulsion laser 41 uniquement sur le premier transducteur 31 pour dévier le fluide échantillon sélectivement vers le premier canal de sortie 11. On interrompt la série d'impulsion laser 41, puis on applique une ou une autre série d'impulsion laser 42 uniquement sur le deuxième transducteur 32 pour dévier le fluide échantillon sélectivement vers le deuxième canal de sortie 12.
[0115] Selon un autre mode de fonctionnement, on applique une seule impulsion laser 41 pendant une durée brève sur le premier transducteur 31 pour extraire une portion 120 du fluide échantillon et la diriger vers le premier canal de sortie 11.
[0116] Selon un autre exemple (figurelO), on applique une séquence comprenant une première impulsion laser 41 sur le premier transducteur 31 et une deuxième impulsion laser 42 sur le deuxième transducteur 32 pour extraire une portion 130 du fluide échantillon vers le premier canal de sortie 11. Par exemple, on applique des impulsions laser ayant chacune une durée de 50 ps, avec une durée de cycle de 100 ps (soit un rapport cyclique de 50%) et une fréquence de répétition de 104 Hz. Chaque impulsion laser utilisée pour chauffer le fluide de gaine d'un côté ou de l'autre a une énergie totale de 70 nJ. La distance P de la zone de chauffage 31, respectivement 32, jusqu'au début du canal de sortie 11, respectivement 12, est de 5 pm.
[0117] Dans une telle séquence à deux impulsions, on a constaté que l'ajustement du délai entre la première impulsion laser 41 et la deuxième impulsion laser 42, dans une séquence par ailleurs identique, permet avantageusement d'ajuster le volume de la portion 130 du fluide échantillon extraite. Ce procédé permet aisément de dimensionner individuellement le volume de chaque portion 130 du fluide échantillon extrait. [0118] La figure 11 représente une simulation du débit de fluide échantillon s'écoulant dans le premier canal de sortie 11 et respectivement dans le deuxième canal de sortie 12 en fonction du temps en appliquant une série d'impulsions laser 41, 42 alternées entre les deux zones de chauffage 31, 32 à une fréquence de 104 Hz avec les paramètres indiqués ci-dessus. On observe une oscillation du débit du fluide échantillon dans chaque canal de sortie qui correspond à une déviation du jet de fluide d'une amplitude d'environ ± 3 pm au niveau de l'embranchement de la jonction Y. On observe une commutation du fluide échantillon entre les deux canaux de sortie à la fréquence de 104 Hz.
[0119] La fréquence d'oscillation du jet peut atteindre plusieurs kHz, par exemple 2kHz, 4 kHz, ou 10 kHz
[0120] On a aussi réalisé une simulation du débit de fluide échantillon s'écoulant dans le premier canal de sortie 11 en fonction du temps en appliquant une série d'impulsions laser 41 avec les mêmes paramètres que ci-dessus pour une distance P entre la zone de chauffage 31 et la jonction Y ayant différentes valeurs, par exemple de 10 pm et respectivement de 25 pm. On observe un décalage temporel entre les deux courbes de débit. On en déduit que la position de la zone de chauffage détermine de façon critique la commutation du fluide échantillon vers le premier canal de sortie 11 ou vers le deuxième canal de sortie 12. Ce paramètre P n'était a priori pas identifié comme étant critique pour déterminer le canal de sortie vers lequel la portion 130 de fluide est extraite.
[0121] La simulation montre que la déviation du fluide échantillon change lorsque la distance P varie, toutes les autres conditions restant identiques. Par exemple, pour une distance P égale à 5pm, on observe dans la simulation ci-dessus que le fluide échantillon est dévié vers le canal de sortie qui est du même côté que la zone de chauffage, par rapport à l'axe longitudinal 14. Pour une distance P égale à 10pm, on observe par une simulation basée sur le modèle ci-dessus que le fluide échantillon est dévié vers le canal de sortie qui est du même côté que la zone de chauffage, par rapport à l'axe longitudinal 14. Pour une distance P égale à 25pm, on observe par simulation que le fluide échantillon est dévié vers le canal de sortie qui est du côté opposé de la zone de chauffage, par rapport à l'axe longitudinal 14. [0122] Sans être lié par une théorie, le chauffage local du fluide de gaine dans la partie du canal commun où le fluide échantillon est focalisé hydrodynamiquement, juste en amont de la jonction des canaux de sortie, crée un effet de pince ou de torsion du fluide échantillon, qui permet de l'orienter vers l'un ou l'autre canal de sortie. Selon la distance P entre la zone de chauffage, la torsion du fluide échantillon permet de le dévier vers un canal de sortie ou vers l'autre canal de sortie. De plus, cet effet de torsion permet de sectionner le fluide échantillon en tronçons isolés orientés sélectivement vers l'un ou l'autre canal de sortie. Suite à la détection d'une particule, il est ainsi possible d'isoler une portion du fluide échantillon contenant cette particule et de dévier cette portion de fluide échantillon contenant la particule détectée vers un canal de sortie déterminé, où elle sera analysée. De façon particulièrement avantageuse, le procédé de la présente divulgation permet d'extraire un volume de fluide échantillon contenant une et une seule particule détectée et de dévier cette gouttelette vers un canal de sortie prédéterminé (voir figure 10). Le dispositif le procédé microfluidique de la présente divulgation permettent de garantir une grande pureté du fluide extrait et des nano-objets ainsi isolés.
[0123] Le dispositif microfluidique de la présente divulgation ne chauffe pas le fluide de gaine en amont de l'entrée dans le canal commun ni en amont du système de détection. Au contraire, le dispositif microfluidique de la présente divulgation chauffe le fluide de gaine dans le canal commun, en aval du système de détection et en amont des canaux de sortie. Le chauffage étant très localisé dans le fluide de gaine, le fluide échantillon reste à une température constante. La proximité entre l'unité de détection 50, les zones de chauffage 31, 32 et les canaux de sortie 11, 12 permet de commuter très rapidement le fluide échantillon d'un canal de sortie vers un autre canal de sortie tout en évitant les erreurs d'aiguillage. On peut atteindre une fréquence de commutation de 2 kHz, 4kHz, ou 10kHz soit plusieurs ordres de grandeur au-dessus des dispositifs microfluidiques de l'art antérieur.
[0124] La séquence temporelle Illustrée sur la figure 11 est un exemple pour illustrer une séquence constituée d'alternances de chauffage sur un premier transducteur 31 et sur un deuxième transducteur 32, avec une fréquence de répétition. Ce modèle permet d'évaluer le fonctionnement du dispositif et de déterminer la fréquence maximale à laquelle il peut opérer. En pratique, les séquences ne sont généralement pas prédéterminées, mais adaptées en temps réel en fonction des particules détectées ou non dans le fluide échantillon.
[0125] Un exemple de fonctionnement consiste à extraire une portion du fluide contenant une particule détectée via le module de détection 50. Dans ce cas, on applique une séquence isolée de commutation de chauffage entre le premier transducteur 31 et le deuxième transducteur 32, comme illustré sur la figure 12. Sur la figure 12, on a représenté sur les deux courbes du bas, la densité de puissance appliquée par le faisceau laser 41 sur le premier transducteur 31 photo-thermique et respectivement par le faisceau laser 41 sur le deuxième transducteur 32 en fonction du temps. Dans cet exemple, on observe que les impulsions laser ne sont pas appliquées simultanément sur les deux transducteurs photo-thermique, mais successivement. La durée de chaque impulsions laser est ici de l'ordre de 50 ps. Sur les deux courbes du haut de la figure 12, on a représenté en fonction du temps le débit de la veine échantillon 120 extrait dans le premier canal de sortie 11, et, respectivement, le débit de la veine échantillon 220 extrait dans le deuxième canal de sortie 12. Avant l'application des impulsions, en régime stationnaire, la veine de fluide échantillon s'écoule dans le deuxième canal de sortie 12. Juste après l'application des deux impulsions, un très petit volume de la veine échantillon 120 est extrait dans le premier canal de sortie 11 pendant une durée brève de l'ordre de 100 ps. On retrouve ensuite le régime stationnaire.
[0126] Un autre exemple de fonctionnement consiste à extraire successivement, deux portions du fluide contenant chacune une particule détectée successivement via le module de détection 50. Dans ce cas, on applique deux séquences successives de commutation de chauffage entre le premier transducteur 31 et le deuxième transducteur 32.
[0127] Ces différents exemples reposent donc sur l'application d'une séquence temporelle et spatiale d'impulsions de chauffage localisé, pour permettre d'extraire un tronçon, c'est-à-dire un petit volume, adapté au fluide échantillon à analyser.
[0128] Dans le cas où une grande concentration d'objets (micro- ou nano-objets) en suspension dans le fluide échantillon 20, la présente divulgation permet d'extraire un volume (un tronçon) aussi petit que possible ne contenant qu'un seul objet partronçon. Cette séparation en petits volumes permet de compter les objets un par un. Le volume minimal pouvant être extrait est compris entre 50 femtolitres et 1 picolitre selon le débit du fluide échantillon et suivant le délai entre les impulsions laser sur le premier transducteur 31 et le deuxième transducteur 32.
[0129] Toutefois, un trop petit volume extrait peut être une source d'erreur si l'objet détecté n'est pas inclus dans ce petit volume de fluide. L'ajustement de la séquence temporelle et spatiale peut permettre de régler le volume extrait pour optimiser le tri de façon différente selon les applications. Par exemple, pour extraire une fraction déterminée vers un canal de sortie, on applique successivement une première impulsion sur le premier transducteur 31, une deuxième impulsion sur le deuxième transducteur et une dernière impulsion à nouveau sur le premier transducteur 31. Une telle séquence permet d'éviter les bavures dues à de petits résidus de fluide échantillon, issus d'une simple séquence avec les deux premières impulsions, et pouvant se diriger de façon non contrôlée vers l'une ou l'autre sortie. D'autres séquences plus complexes permettent des tris multicritères.
[0130] L'utilisation de plusieurs zones de chauffage 31 ou 32 dans le canal commun, éventuellement complétée par l'utilisation de zones auxiliaires de chauffage 33, 34 à l'entrée des canaux de sortie permet des ajustements supplémentaires de la séquence temporelle d'impulsions de chauffage à la fois spatialement et temporellement.
[0131] Selon une variante, le dispositif microfluidique comporte une pluralité de zones de chauffage 31, respectivement 32, disposées sur un côté du canal commun 4 à la suite les unes des autres dans la direction de l'écoulement des fluides, autrement dit dans la direction de l'axe longitudinal 14. Cette configuration permet d'appliquer une séquence déterminée d'impulsions laser sur les zones successives de chauffage 31 et/ou respectivement 32, en suivant l'écoulement du fluide. Ceci permet d'obtenir une déviation plus importante et modulable du fluide échantillon vers plus de deux canaux de sortie et permet un tri multicritère.
[0132] En option, le dispositif microfluidique comporte une ou une pluralité de zones de chauffage 33, respectivement 34, disposées sur un côté du premier, respectivement deuxième, canal de sortie 11, respectivement 12. Cette configuration permet d'appliquer une séquence déterminée d'impulsions laser sur la pluralité de zones de chauffage 33 et/ou respectivement 34 ce qui permet par exemple d'optimiser un tri multicritère
[0133] Le dispositif, système et procédé microfluidique de la présente divulgation permet de trier des objets dans un fluide, en particulier des micro- objets ou même des nano-objets de dimension inférieure à 10 nm.
[0134] La présente divulgation trouve des applications en biologie (tri d'objets de taille nanométrique), en physique (granulométrie) ou en chimie (purification de sondes nanométriques). [0135] Bien entendu, diverses autres modifications peuvent être apportées à l'invention dans le cadre des revendications annexées.

Claims

Revendications Dispositif microfluidique (100) comprenant au moins un canal d'entrée (1, 2) de fluide de gaine et un canal d'entrée (3) de fluide échantillon, au moins deux canaux de sortie (11, 12, 13) et un canal commun (4) disposé entre lesdits canaux d'entrée (1, 2, 3) et lesdits canaux de sortie (11, 12, 13), le canal commun (4) étant relié fluidiquement auxdits canaux d'entrée et de sortie (1, 2, 3, 11, 12, 13), le canal d'entrée (3) de fluide échantillon étant apte à injecter un fluide échantillon (20) dans le canal commun (4), le au moins un canal d'entrée (1, 2) de fluide de gaine étant apte à injecter au moins un fluide de gaine (21, 22) dans le canal commun (4) de façon à permettre une focalisation hydrodynamique du fluide échantillon (20) dans le canal commun (4), le canal commun (4) étant configuré pour conduire le fluide échantillon (20) focalisé hydrodynamiquement et le au moins un fluide de gaine (21, 22) en direction desdits au moins deux canaux de sortie (11, 12, 13), caractérisé en ce que le dispositif microfluidique comporte des moyens de chauffage comprenant une source d'énergie (40) et au moins un transducteur, les moyens de chauffage étant disposés pour transmettre sur une durée brève une quantité de chaleur localisée dans ledit au moins un flux de fluide de gaine (21, 22) dans le canal commun (4) en amont d'un embranchement entre lesdits au moins deux canaux de sortie (11, 12, 13), les moyens de chauffage étant aptes à chauffer localement ledit au moins un flux de fluide de gaine (21, 22) dans le canal commun (4) et en ce que ledit au moins un fluide de gaine présente une variation thermique de viscosité adaptée pour dévier ou extraire une portion (120, 130, 220) du fluide échantillon sélectivement vers un canal de sortie déterminé parmi les au moins deux canaux de sortie (11, 12, 13). Dispositif microfluidique (100) selon la revendication 1 dans lequel le au moins un canal d'entrée (1, 2) de fluide de gaine comprend un premier canal d'entrée (1) et un deuxième canal d'entrée (2), le premier canal d'entrée (1) étant apte à injecter un premier fluide de gaine (21) et le deuxième canal d'entrée (2) étant apte à injecter un deuxième fluide de gaine (22). Dispositif microfluidique (100) selon la revendication 1 ou 2 dans lequel les moyens de chauffage comprennent au moins un transducteur (31, 32) photo-thermique et la source d'énergie comprend une source laser configurée pour générer un faisceau laser (41, 42) focalisé sur ledit au moins un transducteur (31, 32) photo-thermique, ledit au moins un transducteur (31, 32) photo-thermique étant apte à absorber le faisceau laser (41, 42) et à transmettre la chaleur induite par le faisceau laser (41, 42) audit au moins un flux de fluide de gaine (21, 22) par conduction. Dispositif microfluidique (100) selon les revendications 2 et 3 dans lequel ledit au moins un transducteur (31, 32) photo-thermique comprend au moins un premier transducteur (31) photo-thermique et au moins un deuxième transducteur (32) photo-thermique, ledit au moins un premier transducteur photo-thermique (31) et, respectivement, ledit au moins un deuxième transducteur photo-thermique (32) étant aptes à absorber séquentiellement le faisceau laser (41, 42), de façon à modifier le débit du premier fluide de gaine (21) et, respectivement, du deuxième fluide de gaine (22) pour extraire ladite portion (130) du fluide échantillon. Dispositif microfluidique (100) selon la revendication 4 dans lequel ledit au moins un premier transducteur photo-thermique (31) comprend une pluralité de transducteurs photo-thermiques disposés sur un côté du canal commun (4) et/ou dans lequel ledit au moins un deuxième transducteur photo-thermique (32) comprend une pluralité de transducteurs photo-thermiques disposés sur un autre côté du canal commun (4) par rapport à un axe longitudinal (14) du canal commun. Dispositif microfluidique (100) selon l'une des revendications 3 à 5 dans lequel les moyens de chauffage comprennent au moins un troisième transducteur (33) photo-thermique disposé sur un côté du premier canal de sortie et/ou au moins une quatrième transducteur (34) photo-thermique disposé sur un côté du deuxième canal de sortie (12). Dispositif microfluidique (100) selon l'une des revendications 1 à 6 dans lequel les moyens de chauffage comprennent une source laser configurée pour générer un faisceau laser focalisé dans la gaine hydrodynamique à l'intérieur du canal commun (4) et dans lequel le fluide de gaine est apte à absorber le faisceau laser pour le transformer en chaleur. Dispositif microfluidique (100) selon l'une des revendication 3 à 7 dans lequel la source laser est adaptée pour émettre une impulsion laser (41, 42) ayant une énergie comprise entre 10 nJ et lOpJ sur la durée brève inférieure ou égale à 50 ps. Dispositif microfluidique (100) selon l'une des revendications 1 à 8 dans lequel les moyens de chauffage comprennent au moins un transducteur (31, 32) électro-thermique apte à chauffer localement la gaine hydrodynamique. Dispositif microfluidique (100) selon l'une des revendications 1 à 9 comprenant en outre un module thermoélectrique apte à modifier la température soit du dispositif microfluidique (100) en entier soit du fluide échantillon (20) et/ou du au moins un de fluide de gaine (21, 22) en amont des moyens de chauffage. Dispositif microfluidique (100) selon l'une des revendications 1 à 10 dans lequel le au moins un fluide de gaine (21, 22) présente à une température de 20°C une viscosité comprise entre 2 mPa.s et 30000 mPa.s et une variation thermique de viscosité comprise entre 0,2 mPa.s K 1 et 3 000 mPa.s K 1. Dispositif microfluidique (100) selon la revendication 11 dans lequel le au moins un fluide de gaine (21, 22) comprend du propylène glycol, de l'huile de lin, ou un mélange contenant de l'eau et du glycérol, ou un mélange d'eau et de glucides. Système microfluidique (200) comprenant un dispositif microfluidique (100) selon l'une des revendications 1 à 12 et comprenant un module de détection (50) disposé en amont des moyens de chauffage, le module de détection (50) étant configuré pour détecter au moins un signal représentatif d'une nanoparticule dans le fluide échantillon (20) focalisé hydrodynamiquement dans le canal commun (4) et des moyens de rétroaction sur les moyens de chauffage en fonction du signal détecté. Procédé de manipulation microfluidique comprenant les étapes suivantes : (a) injecter un fluide échantillon (20) dans un canal commun (4) d'un dispositif microfluidique ; (b) injecter au moins un fluide de gaine (21, 22) dans le canal commun (4) pour permettre une focalisation hydrodynamique du fluide échantillon (20) dans le canal commun (4) ; (c) appliquer une source d'énergie sur une durée brève à au moins un transducteur (31, 32) apte à transmettre une quantité de chaleur localisée dans le au moins un fluide de gaine (21, 22) dans le canal commun (4) en amont d'un embranchement entre lesdits au moins deux canaux de sortie (11, 12, 13), les moyens de chauffage étant aptes à chauffer localement ledit au moins un flux de fluide de gaine (21, 22) dans le canal commun (4) et le au moins un fluide de gaine (21, 22) présentant une variation thermique de viscosité adaptée pour dévier ou extraire une portion (120, 130, 220) du fluide échantillon sélectivement vers un canal de sortie déterminé parmi les au moins deux canaux de sortie (11, 12, 13). Procédé de manipulation microfluidique selon la revendication 14 dans lequel l'étape c) comprend une séquence temporelle d'étapes cl) et c2), un délai entre l'étape cl) et l'étape c2) étant ajusté de façon à contrôler le volume de la portion (130) du fluide échantillon extraite, dans lequel l'étape cl) comprend appliquer la source d'énergie sur une durée brève à un premier transducteur (31) disposé sur un côté du canal commun (4) de façon à transmettre audit au moins un fluide de gaine (21) dans le canal commun (4) une première quantité de chaleur localisée et dans lequel l'étape c2) comprend appliquer la source d'énergie sur une autre durée brève à un deuxième transducteur (32) disposé sur un autre côté du canal commun (4) par rapport à un axe longitudinal (14) du canal commun de façon à transmettre audit au moins un fluide de gaine dans le canal commun (4) une deuxième quantité de chaleur localisée.
PCT/EP2023/064446 2022-05-31 2023-05-30 Dispositif microfluidique, système et procédé de manipulation d'un fluide en écoulement WO2023232813A1 (fr)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR2205233A FR3136060A1 (fr) 2022-05-31 2022-05-31 Dispositif microfluidique, système et procédé de manipulation d’un fluide en écoulement
FRFR2205233 2022-05-31

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2023232813A1 true WO2023232813A1 (fr) 2023-12-07

Family

ID=82780797

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2023/064446 WO2023232813A1 (fr) 2022-05-31 2023-05-30 Dispositif microfluidique, système et procédé de manipulation d'un fluide en écoulement

Country Status (2)

Country Link
FR (1) FR3136060A1 (fr)
WO (1) WO2023232813A1 (fr)

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6497252B1 (en) * 1998-09-01 2002-12-24 Clondiag Chip Technologies Gmbh Miniaturized fluid flow switch
FR2873171A1 (fr) * 2004-07-19 2006-01-20 Centre Nat Rech Scient Circuit microfluidique a composant actif
US20110030808A1 (en) * 2009-08-08 2011-02-10 The Regents Of The University Of California Pulsed laser triggered high speed microfluidic switch and applications in fluorescent activated cell sorting
US20120273054A1 (en) * 2011-04-28 2012-11-01 The Government Of The United States Of America, As Represented By The Secretary Of The Navy Method of Changing Fluid Flow by Using an Optical Beam
US20150328637A1 (en) * 2014-05-16 2015-11-19 Cytonome/St, Llc Thermal activated microfluidic switching
DE102014116567A1 (de) * 2014-11-12 2016-05-12 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Verfahren und Vorrichtung zum Sortieren von Mikropartikeln in einem Fluidstrom
EP3698871A1 (fr) * 2019-02-19 2020-08-26 Gottfried Wilhelm Leibniz Universität Hannover Tri de gouttelettes basé sur laser dans des flux microfluidiques

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6497252B1 (en) * 1998-09-01 2002-12-24 Clondiag Chip Technologies Gmbh Miniaturized fluid flow switch
FR2873171A1 (fr) * 2004-07-19 2006-01-20 Centre Nat Rech Scient Circuit microfluidique a composant actif
US20110030808A1 (en) * 2009-08-08 2011-02-10 The Regents Of The University Of California Pulsed laser triggered high speed microfluidic switch and applications in fluorescent activated cell sorting
US9364831B2 (en) 2009-08-08 2016-06-14 The Regents Of The University Of California Pulsed laser triggered high speed microfluidic switch and applications in fluorescent activated cell sorting
US20120273054A1 (en) * 2011-04-28 2012-11-01 The Government Of The United States Of America, As Represented By The Secretary Of The Navy Method of Changing Fluid Flow by Using an Optical Beam
US20150328637A1 (en) * 2014-05-16 2015-11-19 Cytonome/St, Llc Thermal activated microfluidic switching
DE102014116567A1 (de) * 2014-11-12 2016-05-12 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Verfahren und Vorrichtung zum Sortieren von Mikropartikeln in einem Fluidstrom
EP3218107A1 (fr) 2014-11-12 2017-09-20 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Procédé et dispositif permettant de trier des microparticules dans un flux de fluide
EP3698871A1 (fr) * 2019-02-19 2020-08-26 Gottfried Wilhelm Leibniz Universität Hannover Tri de gouttelettes basé sur laser dans des flux microfluidiques

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
CHENG N.-S.: "Formula for viscosity of a glycerol-water mixture", IND. ENG. CHEM. RES., vol. 47, 2008, pages 3285 - 3288
HANEOKA ET AL.: "Microfluidic active sorting of DNA molécules labeled with single quantum dots using flow switching by a hydrogel sol-gel transition", SENSORS AND ACTUATORS B, vol. 159, 2011, pages 314 - 320

Also Published As

Publication number Publication date
FR3136060A1 (fr) 2023-12-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP2903738B1 (fr) Procédé microfluidique de traitement et d&#39;analyse d&#39;une solution contenant un matériel biologique, et circuit microfluidique correspondant
US11896973B2 (en) Thermal activated microfluidic switching
EP3227025B1 (fr) Dispositif microfluidique simple face, actionné par la lumière, à terre à mailles intégrée
EP2552823B1 (fr) Procede de formation de gouttes dans un circuit microfluidique
EP3318328B1 (fr) Equipement de tri de particules présentes dans un échantillon fluidique
CA2574332C (fr) Circuit microfluidique a composant actif
EP2903730A1 (fr) Circuit microfluidique permettant la mise en contact de gouttes de plusieurs fluides, et procédé microfluidique correspondant
FR2843048A1 (fr) Dispositif d&#39;injection et de melange de micro-gouttes liquides.
FR2866493A1 (fr) Dispositif de controle du deplacement d&#39;une goutte entre deux ou plusieurs substrats solides
FR2901717A1 (fr) Procede de traitement de gouttes dans un circuit microfluidique.
EP2318136A1 (fr) Procede et dispositif de manipulation et d&#39;observation de gouttes de liquide
US8618510B2 (en) Optically integrated microfluidic cytometers for high throughput screening of photophysical properties of cells or particles
FR3093944A1 (fr) Cartouche pour bioimpression
WO2023232813A1 (fr) Dispositif microfluidique, système et procédé de manipulation d&#39;un fluide en écoulement
Vorobyev et al. Optical and wetting properties of femtosecond laser nanostructured materials
EP3180417A1 (fr) Dispostif et procede de selection de cellules eucaryotes dans un canal de transport par alteration des cellules eucaryotes au moyen d&#39;un rayonnemement electromagnetique
FR2887705A1 (fr) Dispositif de pompage ou de centrifugation des gouttes deplacees par electromouillage
Hart et al. Optical chromatography of biological particles
FR3024544B1 (fr) Procede et dispositif de concentration de molecules ou objets dissous en solution.
FR3038719A1 (fr) Systeme de concentration, preconcentration par empilement d&#39;echantillon et/ou purification pour analyse
FR3042796A1 (fr) Dispositif microfluidique pour confiner un echantillon
EP4198483B1 (fr) Procédé et dispositif de récupération et d&#39;analyse de particules aéroportées
BE1029779B1 (fr) Accessoire pour platine d&#39;un dispositif d&#39;experimentation microfluidique et dispositif d&#39;experimentation microfluidique
BE1029778B1 (fr) Cassette destinée à contenir une puce microfluidique
Palima et al. Cell handling, sorting, and viability

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 23729133

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1