Многие люди боятся докторов. В массовой культуре этот аспект чаще всего в юмористической форме выражается в виде страха перед стоматологами. Однако, оставив шутки в сторону, боязнь людей в белых халатах не ограничена одним лишь направлением и связана не столько с вероятной болью и дискомфортом от лечения, сколько вероятным диагнозом. Такой страх приводит к тому, что многие люди откладывают визит к специалисту, тем самым усугубляя течение пока недиагностированного заболевания. Важно понимать, что правильная и своевременная диагностика — это добрая половина самого лечения. Посему многие ученые уделяют немало внимания разработке устройств, способных в том или ином виде провести диагностику без визита к доктору. Исследователи из Миннесотского университета (США) разработали микрожидкостный чип для диагностики заболеваний, работающий от смартфона. В чем особенность чипа, как именно используется смартфон в его работе, и какие болезни может выявить данная разработка? Ответы на эти вопросы мы найдем в докладе ученых. Поехали.
Основа исследования
Основным компонентом в работе диагностического чипа является микрофлюидика, которая занимается вопросами поведения и динамики малых (вплоть до микрон и нанолитров) объемов жидкостей. Данное направление, объединяющее в себе физику, химию, инженерию и даже биологию, позволяет перейти от макромасштабного манипулирования материалами к плотно упакованным массивам микроканалов. Это значит, что массивные трубки, насосы и другие сложные межсоединения становятся миниатюрными. Важно это тем, что позволяет идти в ногу с постоянно развивающимися технологиями, которые так любят делать любое устройство мощнее и при этом меньше (1A).
Изображение №1
В последние годы живейший интерес у научного сообщества начали вызывать процесс электросмачивания* диэлектрика (EWOD от electrowetting on dielectric).
Электросмачивание* — модификация смачивающих свойств поверхности (обычно гидрофобной) под действием приложенного электрического поля.
EWOD позволяет манипулировать каплями жидкости, а не узкими и ограниченными каналами. На данный момент эта технология применяется в оптике, биоанализе, микрогидравлике, сборе механической энергии, исследовании взаимодействий между твердой и жидкой фазой и даже в цифровых дисплеях.
Однако, как заявляют ученые, по сравнению с микрофлюидикой EWOD плохо подходит для микронной точности размещения жидкости и анализируемого вещества, заполнения канала с высокой пропускной способностью и действий, основанных на нескольких потоках (например, локализованные химические реакции, смешивание и / или фильтрация). В качестве альтернативы электроприводная капиллярная микрофлюидика может удерживать раствор пробы в закрытых каналах, используя электрические поля для смачивания жидкости и связывания ее с областями сильного капиллярного действия.
Но без поддержки корпусов каналов поверхностное натяжение сильно препятствует срабатыванию геометрии микроканалов с высоким соотношением сторон в окружающей атмосфере. Этот момент является проблемой, так как в системы с открытыми каналами обладают уникальными преимуществами по сравнению с закрытыми системами.
Системы открытых каналов позволяют реализовать масштабируемость для оптимальной интеграции с резонансными наноструктурами. Кроме того, открытый доступ ко всему каналу позволяет функционализировать поверхность в зависимости от местоположения, проводить прямое зондирование образца и высвобождать нежелательные микропузырьки, которые сильно влияют на точность в закрытых системах. Еще один момент — наблюдение, так как в открытых каналах есть возможность проводить микроскопию в реальном времени.
В основном, системы с открытым каналом работают пассивно за счет капиллярного действия, поэтому область обработки жидкости ограничена. Время и размещение жидких сред зависят от навыков конечного пользователя, и каждая операция с жидкостью должна быть заранее определена во время изготовления. Это ограничивает универсальность и может привести к все большему пространственному охвату микрожидкостной платформы (например, к множеству больших перемешивающихся структур между каждым этапом реакции).
Посему ученые предлагают систему с активным управлением, позволяющую проводить более сложные работы с жидкостями на меньшей площади. Ученые предложили использовать открытую микроэлектрожидкостную (OMEF от open micro-electrofluidic) технологию, объединяющую в себе как закрытые, так и открытые каналы.
Для OMEF жидкий образец помещается непосредственно в виде капли на плоский чип с последующей экструзией узких, ограниченных (например, менее 10 мкм) открытых жидкостных каналов с использованием электрических полей (E-поля) (1А).
Оптически управляемая микрофлюидика является одним из примеров такой микрофлюидной системы. Но ей не хватает масштабируемости элементов интегральных схем для создания управляющих электронных полей с повышенной точностью. В таком случае можно использовать жидкостный диэлектрофорез (LDEP от liquid dielectrophoresis), который ограничивает каналы OMEF с помощью управляющего радиочастотного сигнала, подаваемого на близко расположенные (~ 2-10 мкм) копланарные электроды. И тут есть своя проблема, а именно необходимость в применении высоких рабочих напряжений (50-200 Vrms, т. е. среднеквадратичное напряжение сигнала), которые должны быть еще выше при использовании кондуктивных/физиологических растворов. Таким образом, как заявляют авторы исследования, образовался вакуум с точки зрения маломощного активного управления электрогидрофлюидной системой с открытым каналом (1А).
Чтобы объединить все преимущества различных систем и нивелировать недостатки, ученые предложили использовать простую геометрическую архитектуру конфигурации электродов (1B), позволившую срабатывание OMEF ниже 5 Vrms как для диэлектрических, так и для ионных жидких сред (до 0.5 Vrms) (1C).
Такая система может быть использована для смешивания растворов, маркировки белков, фильтрации и транспортировки частиц. Кроме того, была использована резонансная схема для снижения рабочего напряжения ниже цифрового уровня, что позволяет применять данную систему в портативных устройствах диагностики. В результате жидкостное устройство питалось с помощью беспроводного радиочастнотного сигнала и NFC, излучаемых смартфоном.
Расчетная часть
Стоит отметить, что ограничивающий эффект поверхностного натяжения нельзя игнорировать в случае систем с открытыми каналами, так как размер поперечного сечения жидкости уменьшается. Затраты энергии на создание больших интерфейсов с окружающей гидрофобной средой (к примеру, воздух или масло) можно оценить, используя дифференциальное описание свободной энергии Гиббса* (уравнение №1):
где dG — дифференциальное изменение свободной энергии Гибба, равное нулю в равновесии и отрицательное при минимизации энергии. Поверхностное натяжение (γi) между изменением поверхности (dAi) суммируется на всех интерфейсах жидкости и уравновешивается перепадом давления (p) на интерфейсе жидкость-воздух и соответствующим изменением объема (dV). Энтропия системы (S) в ответ на дифференциальные изменения температуры (dT) игнорируется, предполагая постоянную температуру во время начального срабатывания.
Свободная энергия Гиббса* — величина, изменение которой в ходе химической реакции, равно изменению внутренней энергии системы.
Изменение поверхности и объема капли будет пренебрежимо мало во время формирования канала, потому вышеописанное уравнение можно применить к геометрии микроканалов (1B).
Соотношение Кортевега-Гельмгольца описывает локальную разность давлений, которая может образоваться вблизи тангенциальной составляющей электрического поля на поверхности диэлектрика. Если этот термин давления применить к уравнению №1, то можно получить условие для критического электрического поля, необходимого для противодействия поверхностному натяжению при произвольной геометрии канала. Для планаризованного (уплощенного) чипа с открытым каналом поперечное сечение жидкости в виде кругового сектора определяется радиусом ® и углом сектора (α) (1B). В итоге условие E-поля (электрического поля) для срабатывания системы будет (уравнение №2):
где θ — статический контактный угол Юнга, образующийся между жидкостью и электродами (1B), γ — поверхностное натяжение жидкости с окружающей средой (воздухом).
Напряженность электрического поля, генерируемого двумя электродами, может быть увеличена без повышения рабочего напряжения за счет уменьшения зазора (g) между ними. Ученые смоделировали копланарные электроды LDEP (α = π) со значениями зазора, найденными в предыдущих трудах, чтобы предсказать влияние поверхностного натяжения на пороговое напряжение, и нанесли их на график в зависимости от размеров канала (1C).
Эффект поверхностного натяжения, как было определено уравнением №2, полностью согласуется с данными из предыдущих работ для копланарных LDEP после нормализации краевых углов подложки.
Стоит отметить, что существует ряд вероятных проблем (пробой диэлектрика, джоулев нагрев и гидролиз). Гидролиз, к примеру, будет требовать пассивного слоя, который может поглотить часть ограниченного электрического поля. Уравнение №2 также предполагает наличие чистого диэлектрика, т. е. для более проводящих растворов взвешенные частицы заряда могут экранировать электрические поля и уменьшать диэлектрическое давление. Для классической геометрии LDEP (α = π) уравнение №2 не может выполняться при Et ≈ 0 из-за геометрических ограничений. Хотя рабочая частота может быть увеличена сверх времени релаксации заряда для диэлектрического срабатывания, для физиологически значимых растворов с высокой проводимостью (~ 1 См/м) она обычно слишком высока (~ 100 МГц), чтобы быть осуществимой при рабочем напряжении в 50-100 Vrms.
Однако уравнение 2 предполагает, что открытые микрожидкостные каналы могут существовать, когда Et ≈ 0, если используется некопланарная геометрия электрода (α ≠ π). Это условие можно решить, установив давление диэлектрофореза равным нулю (уравнение №3):
В малоугловых приближениях уравнение №3 упрощается до предела Конкуса-Финна (CF от Concuss–Finn) — критерия спонтанного капиллярного действия по углам микрожидкостных каналов. Контактный угол (θ) можно контролировать, чтобы определить, когда уравнение. 3 выполняется с использованием стандартного уравнения Липпмана для приложений EWOD. Поскольку член диэлектрического давления (уравнение №2) уменьшается с увеличением проводимости раствора, эффекты смачиваемости поверхности становятся более заметными, и, таким образом, OMEF все еще может регулироваться. Пороговое напряжение для срабатывания OMEF проводящих растворов может быть выведено при использовании того же поперечного сечения сектора, определенного выше (1B) (уравнение №4):
где начальный краевой угол Юнга (θ0) соответствует диэлектрическому пассивирующему слою, покрывающему электроды (подобно EWOD) с толщиной (t) и диэлектрической проницаемостью (εt).
Вертикально расположенные электроды, разделенные нанометровым диэлектрическим слоем (20 нм Al2O3), обеспечивают простую геометрию электродов, подходящую для обоих рабочих условий (уравнения №2 и №4), где край верхнего электрода определяет одно плечо сектора канала, а нанослой определяет как расстояние между зазорами (g), так и толщина нижнего пассивирующего слоя (t) (1D). Моделирование показало, что уменьшение угла боковой стенки (α) может значительно улучшить систему. Затраты поверхностной энергии на создание канала OMEF снижаются по мере уменьшения площади, подверженной воздействию «гидрофобного» воздуха, при одновременном увеличении удержания электрического поля для вытягивания жидкости (1D).
Ученые отмечают, что эти факторы приносят пользу физике как LDEP, так и EWOD, которые теперь могут совпадать по одному геометрическому параметру α (уравнения №2 и №4), чтобы приводить в действие как диэлектрические, так и проводящие жидкости соответственно.
Результаты экспериментов
Дабы проверить описанную выше концепцию, ученые изготовили многослойное устройство с нанозазором. На изображении 2A показан СЭМ (сканирующий электронный микроскоп) снимок образца, демонстрирующий четко определенный угол боковой стеники (α).
Изображение №2
Среднее значение и стандартное отклонение соответствующих параметров устройства были измерены и использованы для получения теоретического порогового напряжения для диэлектрических и проводящих растворов, удовлетворяющих уравнениям №2 и №4 (2B).
Экспериментально срабатывание OMEF было проверено путем применения двух крайних значений проводимости жидкости: деионизированная вода (4 × 10-4 См/м) и PBS, т.е физиологический буфер с высокой ионной силой (1.52 См/м). Оба варианта были флуоресцентно помечены Alexa Fluor-594 (AF-594) для визуализации жидкостного канала и его формирования. Среднее пороговое напряжение для формирования микрожидкостного канала составляло 4.5 ± 0.7 Vrms для деионизированной воды и 1.7 ± 0.5 Vrms для PBS (2D), что обозначает примерно 10- и 100-кратное снижение по сравнению с данными из предыдущих работ для LDEP (50 Vrms) и для деионизированной воды (200 Vrms).
Для повышения производительности ученые поместили маломощный индуктор последовательно с устройством, чтобы создать резонансный колебательный контур. В этой конфигурации входная мощность более эффективно сохранялась в виде E-полей для работы срабатывания из-за усиления напряжения на устройстве (2C). Это уменьшило необходимое входное напряжение до 1.4 ± 0.1 Vrms для деионизированной воды и 0.5 ± 0.1 Vrms для PBS (2D). Кроме того, индуктор затем использовался в качестве антенны для беспроводной передачи энергии посредством резонансной индуктивной связи.
Изображение №3
Чтобы продемонстрировать практическое применение системы, ученые создали микрометровую схему потока, который перемещается на 90° и 180° (3A—3C и видео №1).
Видео №1
В этой демонстрации положение канала точно известно по всей его длине ~1 мм от капли, а средняя скорость потока за пять минут составила приблизительно 1 мкл/мин (т. е. 0.2% объема капли в минуту).
Возможность масштабирования представлена плотной упаковкой пятидесяти параллельных жидкостных каналов в поле зрения микроскопа (3D), которые использовались для транспортировки флуоресцентно меченных вирусоподобных частиц норовируса GI.1 (VLP от virus-like-particles) в точно ограниченные микроканалы для FTIR-спектроскопии (3E, 3F и видео №2).
Видео №2
Важно, что FTIR-спектроскопия испытывает значительные потери из-за поглощения воды биологическими образцами (например, большими каплями EWOD) и материалом каналов (например, PDMS в классической микрофлюидике). Таким образом, данная жидкостная платформа с открытым каналом идеально подходит для биосканирования методом FTIR и использовалась для обнаружения VLP норовируса путем выявления пиков значений вирусного белка в сравнении с контрольными значениями (3G).
Также была продемонстрирована возможность фильтрации. В данном опыте ученые смогли отфильтровать флуоресцентный полистерол (зеленый) от молекул флуоресцентного красителя AF-594 (красный) по мере их экструзии в микроканалы (3H и 3I). Это было достигнуто за счет сил диэлектрофореза, отталкивающих частицы полистерола на входе в канал, и зависит от проводимости раствора, размера и диэлектрической проницаемости частиц, частоты работы и высоты микроканала.
Изображение №4
Созданная система также могла использоваться для активного смешивания растворов и маркировки белков, что было продемонстрировано с помощью зеленого флуоресцентного белка (GFP от green fluorescent protein) и красителя AF-594 (4A, 4B и видео №3 и №4). После приложения смещения белки и молекулы красителя втягиваются, заполняя параллельные каналы, и смешиваются с противоположными резервуарами. Используя показатель интенсивности флуоресценции, повышенную флуоресценцию GFP в резервуаре AF-594 и наоборот можно было отслеживать с течением времени относительно их интенсивности в исходных резервуарах (4B).
Видео №3
Видео №4
Наконец, чтобы продемонстрировать возможности интеграции этой платформы с будущими технологиями диагностики, ученые осуществили беспроводное управление с помощью смартфона. Разработав схему беспроводной передачи энергии на частоте NFC, удалось добиться беспроводной активации OMEF физиологического раствора (т. е. PBS), используя мощность сигнала, излучаемого смартфоном (видео №5).
Видео №5
Для более детального ознакомления с нюансами исследования рекомендую заглянуть в доклад ученых и дополнительные материалы к нему.
Эпилог
В рассмотренном нами сегодня труде ученые создали микрожидкостное устройство, решившее давнюю проблему поверхностного натяжения в конструкциях с открытыми каналами. Используя комбинацию фокусировки нанорадиочастотного поля и геометрии электрода с более низкой поверхностной энергией, удалось продемонстрировать срабатывание OMEF с использованием беспроводного цифрового радиочастотного сигнала от смартфона.
Полученная система оказалась более чем эффективна в рамках выполнения самых разных задач, от смешивания различных растворов до выявления вирусных частиц в растворе. Стоит отметить, что открытость системы (т. е. использование открытых жидкостных каналов) является большим плюсом, так как это значительно упрощает процесс визуализации посредством микроскопии.
Ученые считают, что их детище может быть использовано в медицине, особенно для дистанционной и домашней диагностики, так как подобного рода устройства должны быть простыми в использовании, точными и (куда же без этого) недорогими. А созданная авторами исследования модель полностью удовлетворяет всем этим требованиям.
Немного рекламы
Спасибо, что остаётесь с нами. Вам нравятся наши статьи? Хотите видеть больше интересных материалов? Поддержите нас, оформив заказ или порекомендовав знакомым, облачные VPS для разработчиков от $4.99, уникальный аналог entry-level серверов, который был придуман нами для Вас: Вся правда о VPS (KVM) E5-2697 v3 (6 Cores) 10GB DDR4 480GB SSD 1Gbps от $19 или как правильно делить сервер? (доступны варианты с RAID1 и RAID10, до 24 ядер и до 40GB DDR4).
Dell R730xd в 2 раза дешевле в дата-центре Maincubes Tier IV в Амстердаме? Только у нас 2 х Intel TetraDeca-Core Xeon 2x E5-2697v3 2.6GHz 14C 64GB DDR4 4x960GB SSD 1Gbps 100 ТВ от $199 в Нидерландах! Dell R420 — 2x E5-2430 2.2Ghz 6C 128GB DDR3 2x960GB SSD 1Gbps 100TB — от $99! Читайте о том Как построить инфраструктуру корп. класса c применением серверов Dell R730xd Е5-2650 v4 стоимостью 9000 евро за копейки?
