Le piège hydrodynamique basé sur la microfluidique facilite le piégeage par la seule action de l'écoulement du fluide et constitue une alternative viable aux techniques existantes de confinement et de manipulation basées sur des champs de forces électriques, optiques, magnétiques ou acoustiques, par exemple. Dans cette revue, nous décrivons diverses méthodes et techniques utilisées dans le piégeage de sphéroïdes et de single-cell en microfluidique.
Processus de piégeage de single-cell
L'une des méthodes les plus robustes pour analyser des populations de cellules uniques avec un débit relativement élevé est celle des microwell arrays.
Cependant, un problème récurrent est que les cultures en micropuits sont statiques. Cela limite leur capacité à manipuler activement les cellules piégées, par exemple pour changer le milieu ou pour contrôler l'exposition des cellules aux stimuli mitogènes. D'autre part, les vannes microfluidiques, les pinces optiques, la diélectrophorèse (DEP) et les ondes acoustiques, qui peuvent être facilement intégrées aux dispositifs microfluidiques, permettent des approches plus puissantes pour piéger et manipuler des cellules individuelles.
Dans cette revue, nous avons choisi de nous appuyer sur l'étude de Koben et al. (2018), dans laquelle ils ont pu évaluer la force de piégeage en fonction de différentes conceptions de puce. Dans leur étude, Koben et al. présentent un dispositif microfluidique capable de piéger une single-cell via un réseau de pièges dont la longueur du canal principal peut être de 1, 2 ou 4 mm avec respectivement 64 pièges en parallèle et 3 à 10 pièges en série. Chaque puce possède alors deux ports, l'un pour la perfusion du milieu et l'autre pour le chargement des cellules.
En pratique, la puce a d'abord été amorcée avec un milieu de culture cellulaire complet à un débit de 25 ml/min et les cellules ont été injectées par le port auxiliaire. Après avoir fermé le port de cellules avec un bouchon, la puce a été placée sur un microscope inversé, perfusée à un débit de 20 nl/min et le rapport entre les pièges réussis et infructueux a été quantifié. Afin d'analyser un nombre suffisant d'événements de piégeage pour une analyse statistique, les cellules déjà piégées ont été retirées des pièges en inversant le sens de l'écoulement pendant environ 1,5 à 2 s et en redémarrant la perfusion.
Un autre dispositif ingénieux a été conçu pour permettre le chargement d'un échantillon de sang total (fig. 1 B). Il se compose d'une entrée de sang total, d'une entrée de tampon et d'une zone de bifurcation, qui mène à trois zones de collecte des composants sanguins : une zone de plasma, une zone de globules rouges et une zone de globules blancs. Le mécanisme de séparation des globules rouges et blancs repose sur la loi de bifurcation et la méthode de flux croisé (solution saline). La zone de bifurcation contient six canaux latéraux remplis de billes, quatre canaux latéraux rétrécis et un canal principal pour l'extraction du plasma, l'extraction des globules rouges et le piégeage des globules blancs, respectivement. Afin d'obtenir un profil d'écoulement uniforme dans la zone de bifurcation, tous les canaux latéraux ont été inclinés à 60 degrés par rapport au canal principal.
De manière générale, les globules rouges ont un diamètre de 6,2 à 8,2 µm et une épaisseur de 2 à 2,5 µm, et les globules blancs ont un diamètre de 7 à 18 µm. En raison de la densité des billes de 10 µm dans le canal latéral, la taille effective des pores est de 1,55 µm. Par conséquent, toutes les cellules sanguines traversent le dispositif et seul le plasma peut circuler dans la zone dédiée et être collecté.
Processus de piégeage de sphéroïdes
Microstructures en forme de U
Les microstructures en forme de U fonctionnent soit temporairement, par actionnement pneumatique, soit en permanence à l'intérieur du dispositif. Beaucoup de ces microstructures en forme de U sont généralement intégrées. Le diamètre des sphéroïdes dépend de la taille de la microstructure, tandis que la position relative des microstructures est essentielle pour un piégeage cellulaire efficace.
De plus, il est possible de moduler le temps de formation des sphéroïdes en agissant sur le débit. Cependant, des débits élevés provoquent l'évasion des cellules hors du piège. D'autre part, afin de maintenir les sphéroïdes à l'intérieur des microstructures, l'écoulement doit être maintenu, préservant ainsi la pression de stagnation nécessaire.
Puces microfluidiques à base de micropuits pour la formation de sphéroïdes (µSFC)
En général, un système de culture en micro-puits (µSFC) à base de micro-puits nécessite un nombre spécifique de micro-puits et un réseau de microcanaux pour acheminer le milieu de culture. Les microcanaux doivent être conçus de manière à empêcher l'évasion indésirable des sphéroïdes hors des micro-puits. Il a été démontré expérimentalement que l'augmentation de la largeur du canal ou la diminution de sa hauteur permet de limiter cette évasion.
Afin d'égaliser les débits à travers plusieurs microcanaux, la résistance d’écoulement doit être la même dans chacun d'eux. Par conséquent, si les canaux ont la même largeur et la même hauteur, leurs longueurs doivent également être égales pour satisfaire à cette exigence. Les canaux sinueux, souvent utilisés dans les générateurs de gradient de concentration (CGG) comme canaux de mélange, sont appropriés pour ajuster précisément la longueur d'un canal dans une petite surface de la puce. Ces canaux peuvent ainsi être appliqués à des fins de contrôle d'écoulement plutôt que d'inclure des vannes à l'intérieur des puces microfluidiques. Les débits souhaités doivent également tenir compte du nombre de cellules présentes dans l'environnement de culture et de leurs besoins respectifs en oxygène, en nutriments et en d'autres facteurs.
Il existe de nombreux dispositifs qui peuvent être utilisés pour piéger des cellules organisées appelées sphéroïdes ou organoïdes. La figure 3 présente certains de ces dispositifs.
