Studii Microfluidice In Vecinatatea Suprafetelor Poroase Si Structurate cu Aplicatii In Hemodializa

Introducere

Stadiul actual

Fiziologie renală

Mofologia funcțională a rinichiului

Mecanismul de formare a urinei

Cauzele insuficienței renale

Tehnici de tratament ale insuficienței renale acute și cronice

Hemodializa

Dializa peritoneală

Hemofiltrarea

Hemodiafiltrarea

Cerințele unui sistem ideal de substituție renală

Membrane semipermeabile utilizate în substituția renală

Motivație și problematica abordată

Microfluidică. Curgerea în microcanale

Soluții ale ecuației Navier-Stokes

Curgerea în medii poroase

Ecuația Darcy

Ecuația Brinkman

Metode de obținere a membranei glomerulare

Modelarea și simularea curgerii în microcanale

Siliciu poros

Metode de obținere a omogenității porilor

Fabricația siliciului poros

Fabricația polidimetilsiloxanului

Caracterizarea suprafețelor microstructurate și poroase

Caracterizarea microscopică

Determinarea hidrofobicității suprafeței

Concluzii

Bibliografie

Anexa 1

Anexa 2

Anexa 3

Nomenclatură

Introducere

Insuficiența renală cronică este un sindrom cu debut lent, cu etiologie multiplă, caracterizat fiziopatologic prin incapacitatea rinichiului de a-și asigura funcțiile normale, ca urmare a leziunilor organice, ireversibile, având o evoluție progresivă către exitus, [1]. Dializa este unul dintre cele mai vechi sisteme biomedicale utilizate pentru a înlocui funcția unui organ uman bolnav, [2].

În România, în ianuarie 2009 numărul total al pacienților dializați era de 7814, dintre care 6481 aflați în program de hemodializă și 1333 în program de dializă peritoneală. Anual, în România se înregistrează o mortalitate de 12%, iar rata de supraviețuire este de 90% la un an și de 62.2% la 5 ani de la inițierea terapiei de epurare extrarenală.[1],[2] Principalele cauze de deces sunt cele cardiovasculare, [1].

Întreținerea vieții și activității celulare reclamă necontenit transformări metabolice locale și generale, necesare generării de energie pentru desfășurarea lor.. În urma acestor procese metabolice rezultă însă, alături de energia necesară, și o serie de produși intermediari și finali care trebuie îndepărtați din organism. Eliminarea este cerută fie de toxicitatea lor, fie de faptul că, acumulându-se în cantitate mare, ar împiedica buna desfășurare a proceselor biologice tisulare, [4]. Îndepărtarea din organism a acestor produși inutili și toxici se realizează prin funcția excretoare a organismului, asigurându-se astfel menținerea constantă a compoziției mediului intern – homeostazia. La realizarea ei participă o serie de sisteme funcționale; astfel, la nivelul plămânului se realizează eliminarea CO2 și a altei serii de substanțe volatile, cum ar fi unii corpi cetonici (acetona). Ficatul, prin intermediul bilei, elimină produșii toxici exogeni sau endogeni, corpi acizi sau bazici, iar glandele sudoripare participă, de asemenea la îndepărtarea produșilor metabolici nefolositori. Cel mai important organ cu funcție excretoare este însă rinichiul, [4].

În prezent, există studii care au demonstrat o mai bună eficiență clinică a dializei cotidiene (practicată timp de câteva ore zilnic) față de dializa convențională, practicată timp de 3-4 ore pe zi, de 3 ori pe săptămână, [2,3]. Astfel, dacă excreția fiziologică a fluidului în exces de către rinichii nativi este de aproximativ 40-70 ml/h, excreția a 2-4 litri de fluid în 3-4 ore poate fi considerată ”nefiziologică”, [3].

Inițial, membranele utilizate în hemodializă erau din celuloză, apoi din considerente de biocompatibilitate acestea au fost înlocuite cu celuloză modificată. În prezent, membranele folosite sunt din material polimeric și sunt obținute prin solidifierea naturală a polimerului, însă dimensiunile porilor nu pot fi controlate, având totodată și o distribuție largă.

Sistemele actuale de dializă necesită îmbunătățiri în ceea ce privește eficiența, dimensiunea echipamentelor pentru a deveni portabile (purtabile sau implantabile), dar și dimensiunea porilor și grosimea membranelor, precum și accesibilitatea costurilor, [2].

Avansul tehnologic al structurilor microfabricate MEMS (Sisteme Microelectromecanice) oferă posibilitatea creării unui rinichi artificial purtabil sau implantabil. Un astfel de sistem cuprinde trei părți, corespunzătoare celor trei etape ale formării urinei în nefron – filtrarea glomerulară, reabsorbția tubulară și secreția tubulară.

În lucrarea de față s-a dorit realizarea primei părți a unui astfel de sistem, și anume glomerulul, tubul proximal și ansa Henle urmând a fi realizate în viitor.

1. Stadiul actual

1.1 Fiziologie renală

Rinichiul este organul de depurare, de eliminare a substanțelor toxice din organism, indiferent dacă aceste substanțe sunt de origine endogenă sau exogenă. De altfel, principala cale de eliminare a acestora din organism o constituie aparatul uro-excretor și, prin acesta, rinichiul participă la menținerea constanței mediului intern, [4].

Rinichiul îndeplinește în organism o serie de funcții printre care se numără:

funcția de excreție sau de depurare a organismului de substanțe nefolositoare endogene și exogene, cum ar fi: substanțe azotate rezultate din metabolismul intermediar (uree, acid uric, creatinină) și substanțe neazotate (pigmenți biliari, resturi lipidice, resturi glucidice, fosfați, bicarbonați etc.) [4];

rol în menținerea echilibrului acido-bazic. Când în organism se acumulează baze, acestea sunt tamponate la diverse niveluri sau sunt eliminate prin rinichi, piele, intestin etc. Acizii se acumulează mai frecvent decât bazele, astfel încât ei sunt eliminați în special prin intermediul rinichiului. Prin rinichi se elimină cetoacizii și amoniacul pentru a contracara devierea echilibrului acido-bazic [4];

rol în menținerea echilibrului hidroelectrolitic. În funcție de eliminarea apei și electroliților prin rinichi, acest echilibru se menține în mare parte constant. La menținerea echilibrului hidroelectrolitic participă și alte organe care acționează prin intermediul rinichiului: hipotalamusul, hipofiza, suprarenala etc. [4];

Prin funcția de îndepărtare a produșilor toxici și de menținerea a echilibrului apei și electroliților, rinichii mențin constantă compoziția mediului intern.

funcția endocrină. Rinichiul secretă o serie de substanțe cu proprietăți de hormoni, cum ar fi: renina, prostaglandine, eritropoietina etc. [4].

1.1.1 Morfologie funcțională a rinichiului

Rinichiul prezintă pe secțiune trei zone bine diferențiate: capsula fibro-conjunctivă, zona corticală (cortex) și zona medulară, [4,5].

Figura 1.1 Rinichiul uman – secțiune longitudinală

Unitatea morfologică și funcțională a rinichiului este nefronul. Parenchimul renal este compus din numeroși nefroni, fiecare dintre aceștia posedând o irigație sanguină proprie. Urina se formează ca urmare a activității acestor nefroni, iar funcția renală, în totalitate, poate fi considerată ca sumă a funcției exercitate de cele aproximativ 2 milioane de nefroni, [4,5].

Un nefron este compus din două părți principale: un glomerul și un tub urinifer.

1.2 Structura nefronului

Glomerulul, la rândul său, este format din capsula Bowman (extremitatea sferică închisă a tubului) și dintr-un ghem de capilare, [4,5]. Fiecare glomerul este alimentat prin arteriola aferentă care se împarte în 2-5 ramuri care alcătuiesc buclele capilare, cunoscute și ca ghemul de capilare. Acest ghem este înconjurat de un strat de celule epiteliale numite capsula Bowman. Vasele sanguine ies din glomerul ca arteriola eferentă, [4,5].

Segmentele tubulare ale nefronului sunt o extensie a capsulei Bowman. Primul segment este tubul proximal, care se golește în segmentele subțire și gros ale ansei Henle, apoi în tubul distal și tubul colector, care golește urina în pelvisul renal, [7].

Există două tipuri de nefroni, cel cortical și cel juxtamedular. Ansa Henle corespunzătoare nefronului cortical este scurtă, vârful acesteia pătrunzând doar în medulara externă, nu și în cea internă. Nefronul juxtamedular are ansa Henle lungă, aceasta coborând adânc în medulară. Nefronii juxtamedulari crează medularei condiții care permit concentrarea urinei în nefron, [7]. În ansamblu, substanța corticală este compusă din glomeruli și din porțiuni sinuoase proximale și distale ale tubilor, iar substanța medulară este formată din segmentele descendente și ascendente ale tubilor și din sistemul de canale colectoare, [4].

Circulația renală este extrem de intensă comparativ cu alte viscere, debitul sanguin renal variind între 1000 și 1300 ml/in în ambii rinichi (25% din debitul cardiac). Față de presiunea arterială sistemică, debitul sanguin renal manifestă o independență relativă accentuată, care face ca fluxul sanguin intrarenal să rămână nemodificat la oscilații foarte largi (60-200 mmHg) ale presiunii arteriale sistemice, comportament motivat printr-o autoreglare a circulației renale, [4]. Fluxul sanguin din zona corticală renală reprezintă 85-90% din debitul sanguin renal, în timp ce zona medulară externă primește 10%, iar zona medulară internă 2% din fluxul sanguin renal, [4].

1.1.2 Mecanismul de formare a urinei

Prima concepție privind mecanismul de formare a urinei a fost emis de Bowman (1842), care a considerat rinichiul ca o glandă excretoare de apă la nivelul glomerulilor și de substanțe solvite la nivelul tubilor, fiind puse astfel bazele teoriei de ”filtrare-secreție”, [6].

Funcția de bază a nefronului este de a curăța sau de a ”epura” plasma sanguină de substanțe nefolositoare pe măsură ce sângele trece prin rinichi. Substanțele care trebuie eliminate sunt în principiu produșii finali de metabolism, cum ar fi ureea, creatinina, acidul uric și urații. În plus, multe alte substanțe, precum ionii de sodiu, clor și hidrogen, au tendința de a se acumula în organism în exces, nefronul fiind responsabil de curățarea acestui exces din plasmă, [6].

Formarea urinei are loc la nivelul nefronilor și se realizează în trei etape: ultrafiltrarea glomerulară, reabsorbția tubulară și secreția tubulară.

Mecanismul principal prin care nefronul ”curăță” plasma de substanțele nefolositoare presupune mai multe evenimente. În primă fază, un mare procent din plasma sanguină ce trece prin glomerul este filtrată prin membrana capilară glomerulară în sistemul tubular al nefronului, în fiecare minut fiind filtrată aproximativ o cincime din plasmă. Apoi, pe măsură ce lichidul filtrat trece prin tubi, substanțele nedorite nu se reabsorb, în timp ce substanțele folositoare, în special cea mai mare parte din apă și electroliți, sunt reabsorbite în plasma capilarelor peritubulare. Altfel spus, substanțele folositoare din lichidul din tubi se reîntorc în sânge, iar cele nefolositoare trec în urină, [6].

Un al doilea mecanism prin care nefronul curăță plasma de alte substanțe nefolositoare este secreția. Prin acest mecanism, substanțele sunt secretate în plasmă direct prin celulele epiteliale tubulare în lichidul din tubi. Astfel, urina formată este compusă în principal din substanțe filtrate, dar și din mici cantități de substanțe secretate, [6].

Filtrarea glomerulară

Lichidul filtrat prin glomerul în capsula Bowman poartă numele de filtrat glomerular, iar membrana capilarelor glomerulare este numită membrană glomerulară. Această membrană este alcătuită din trei straturi [6]:

– stratul endotelial capilar, străbătut de pori cu diametrul de 200A, numiți fenestre, [6];

– o membrană bazală, alcătuită din fibre de colagen și proteoglicani cu pori de 100A și capacitate de respingere a proteinelor plasmatice încărcate negativ, [6];

– un strat de celule epiteliale format din prelungiri numite pedicele care delimitează niște fante înguste – ”fante-pori” – cu diametrul de 50 A, [6].

Până să ajungă în capsula Bowman, filtratul glomerular trece astfel prin trei straturi, fiecare dintre ele de câteva sute de ori mai permeabil decât membrana capilară obișnuită, prin glomeruli fiind filtrate cantități de 180 litri de lichid zilnic, [6]. Filtratul nu are deloc eritrocite și conține cam 0.03% proteine, adică aproximativ 1/240 din proteinele plasmatice. Se consideră ca filtratul glomerular este o plasmă care nu conține proteine în cantități semnificative, [6].

Membrana glomerulară are o selectivitate moleculară mare, determinată în primul rând de dimensiunea porilor membranari. Porii sunt suficient de mari pentru a permite trecerea moleculelor cu diametrul de până la 8 nm. Totuși, membrana nu este permeabilă la albumină, iar diametrul moleculei este de 6 nm, intervenind astfel un alt factor și anume încărcătura electrică negativă a complexului de proteoglicani din membrana bazală. Proteinele plasmatice au o mare încărcătură negativă, iar respingerea electrostatică a moleculelor de către pereții porilor împiedică practic trecerea oricărei molecule proteice a cărei masă moleculară depășește 69000 Da, [6].

Reabsorbția tubulară

Pe măsură ce filtratul glomerular trece prin sistemul tubular renal, epiteliul tubular reabsoarbe 99% din ultrafiltratul glomerular având un conținut aproape identic cu al plasmei sanguine, [4]. Acest lichid reabsorbit trece inițial în interstiții și de aici în capilarele peritubulare, astfel reîntorcându-se în sânge, ca în figura 1.3.

Figura 1.3 Absorbția fluidului la nivelul membranei capilarului peritubular și efectul acestuia asupra absorbției apei și sodiului prin epiteliul tubular [4]

Reabsorbția are un rol mai important în formarea urinei decât secreția, însă aceasta din urmă joacă un rol important în stabilirea cantităților de ioni de potasiu, hidrogen și a altor substanțe, [6].

La nivelul tubilor proximali are loc cea mai mare parte a reabsorbției (80%), aceasta fiind reabsorbția obligatorie, restul având loc la nivelul tubilor distali (reabsorbție facultativă). La nivelul tubilor proximali se reabsorb în întregime: glucoza, mari cantități de apă (85%), sodiu și alți cationi în general, clor (99%), potasiu (100%), ureea (60%), [6].

Secreția tubulară

Deși are o importanță mai mare la animalele inferioare aglomerulate, la om secreția tubulară este reprezentată de trecerea unor ioni (H+, K+), a ureei, amoniacului, a acidului hipuric sau a unor substanțe toxice, medicamentoase, din fluxul sanguin al vaselor peritubulare în lumenul tubular, [4].

Prin acest proces se realizează îndepărtarea principalilor produși toxici din plasmă, gradul de purificație al plasmei putând fi urmărit prin coeficientul de depurație plasmatică (clearance), [4].

[6]

Astfel, dacă plasma care trece prin rinichi conține 0.1 g de substanță pe decilitru și în fiecare minut 0.1 g de substanță trece prin urină, atunci în fiecare minut 1 decilitru de plasmă este epurat de acea substanță, [6].

1.1.3 Cauzele insuficienței renale

Insuficiența renală este un sindrom cu etiologie multiplă, caracterizat prin incapacitatea rinichiului de a-și asigura funcțiile normale.

Afecțiunile în stadiu terminal ale rinichilor pot avea drept cauze [8]:

afecțiuni renale arteriopatice: hipertensiune, hipertensiune malignă, stenoze arteriale renale sau ocluzii

glomerulonefrita

diabetul

nefropatia infecțioasă și obstructivă

alte cauze: nefropatie analgezică, necroză corticală, tuberculoză.

Există și leziuni acute ale rinichilor cauzate în principal de [8]:

necroza tubulară acută

cauze pre-renale

insuficiență renală acută sau cronică

obstrucția tractului urinar

glomerulonefrită

nefrită interstițială acută.

1.2 Tehnici de tratament ale insuficienței renale acute și cronice

În esență, rinichiul este un dispozitiv microfluidic care procesează și elimină substanțele nefolositoare, menținând simultan echilibrul electroliților: sodiu, potasiu, calciu, magneziu, dar și reținerea zaharurilor și a proteinelor sangvine (albumina), [2].

Într-o reprezentare schematică, rinichiul primește sânge cu substanțe toxice și dă organismului sânge curățat de aceste substanțe și urină, primind simultan și semnale care îi dictează funcționarea.

Figura 1.4 Reprezentare schematică a funcționării rinichiului

Există două aspecte importante ale funcționării rinichiului uman, și anume: rinichiul folosește mii de unități funcționale identice (nefronii) în locul unei singure unități mari, dar și că filtrarea este realizată în mai mulți pași, [9].

Utilizarea unui număr mare de unități funcționale cu dimensiuni reduse conduce la obținerea unui rezultat mai bun comparativ cu utilizarea unei singure unități mai mari, trăsătură care este comună multor sisteme biologice. Pe de altă parte, procesul de filtrare nu presupune doar îndepărtarea moleculelor în cantitate exactă dintr-o singură trecere, ci eliminarea atât a moleculelor dorite, cât și a celor nedorite, urmând reabsorbția celor ce se doresc a fi păstrate. Acest concept este utilizat pentru crearea unui filtru multifazic care să permită îndepărtarea specializată a moleculelor.

Pe baza acestui principiu a apărut hemodiafiltrarea, o combinație eficientă între hemodializă și hemofiltrare. Principalul dezavantaj al metodei este pierderea unor cantități mari de fluide din sânge și necesitatea înlocuirii imediate a acestora, hemodiafiltrarea fiind astfel folosită în secția de terapie intensivă, [9].

Deși varianta optimă de tratament în cazul unei afecțiuni renale este transplantul, această metodă nu este întotdeauna posibilă, fiind create variante alternative pentru îmbunătățirea calității vieții pacienților și prelungirea vieții. Supleerea renală poate fi realizată prin mai multe astfel de metode: dializa peritoneală, hemodializa, hemofiltrarea și hemodiafiltrarea. Prin urmare, majoritatea pacienților încep după diagnosticare dializa peritoneală – modalitate de tratament care folosește peritoneul ca membrană de filtrare, fiind permisă astfel un stil de viață apropiat de cel anterior diagnosticului. Din nefericire, capacitatea de filtrare a peritoneului este pierdută după câțiva ani de tratament, fiind astfel necesară începerea hemodializei tradiționale, [9].

Hemodializa necesită prezența pacienților într-o clinică de trei ori pe săptămână, timp de trei până la cinci ore. Sângele este circulat în afara corpului, purificat prin dializă și apoi reintrodus în corp. Dezavantajele majore ale metodei sunt invazivitatea, dar și incapacitatea de a curăța complet sângele, [9].

1.2.1 Hemodializa

O primă inovație a tratării insuficienței renale a apărut în anii 1940, construirea primului echipament de hemodializă fiindu-i atribuită lui Williem Kolff în 1943, în cadrul căruia sângele curgea prin tuburi de celofan într-un cilindru rotativ situat într-un mediu de dializant. Avansul tehnologic a permis ca acest echipament să fie utilizat în tratamentul insuficienței renale acute, [27].

O îmbunătățire a sistemului a fost adusă de către Belding Scribner prin introducerea unor tuburi de teflon în artere și vene. După tratament, tuburile erau conectate prin folosirea unui dispozitiv cu formă de U, completând astfel circuitul. Metoda înlătura astfel necesitatea inciziilor repetate.

Deși sistemului de hemodializă i-au fost aduse continuu îmbunătățiri, principiul și circuitul de bază au fost păstrate, [9].

Cu toate că hemodializa a apărut ca metodă de tratament după al Doilea Război Mondial, extinzându-se rapid în Europa și în America, în România istoria hemodializei a început practic în 1974, numărul crescând de la cinci centre de dializă în 1990 la 148 în anul 2013, [10].

Figura 1.5 Circuitul hemodializei [8]

În figura 1.5 este reprezentat un circuit de hemodializă cu intrare arterială și ieșire venoasă. Circuitul presupune o monitorizare a presiunii arteriale, o pompă peristaltică, o zonă de prevenire a coagulării prin injectare de heparină, urmând ca sângele să fie filtrat prin dializor.

În interiorul dializorului, sângele și fluidul de dializă sunt separate printr-o membrană semipermeabilă. Fluidul de dializă este o soluție de apă de înaltă puritate, sodiu, potasiu, magneziu, calciu, clorură, dextroză și bicarbonat sau acetat, [8]. Astfel, întrucât fluidul de dializă nu conține produși toxici ai metabolismului (uree, creatinină), aceștia vor difuza din sânge.

Ulterior trecerii prin dializor, sângele este circulat printr-o ”capcană” de bule de aer, fiindu-i monitorizată și presiunea și ajungând apoi la pacient, [8].

Difuzia produșilor este amplificată de menținerea unor rate de curgere mari (ale sângelui și ale fluidului de dializă), dar și de pomparea acestora în direcții opuse (contracurent), [8].

Întrucât corpul uman nu menține un volum constant de apă, rinichii trebuie să compenseze lipsa sau excesul apei consumate. Rinichii utilizează un sistem de transport denumit mecanism contracurent, denumit astfel deoarece întâi concentrația crește în direcția curgerii, apoi descrește în timp ce curgerea continuă prin bucla ascendentă paralelă. Curgerea contracurent este caracterizată de faptul că sângele curge într-o direcție, iar dializantul curge în direcția opusă. Deși mai puțin eficientă, aceasta s-a dovedit a fi mai blândă, din acest motiv fiind utilizată pentru pacienții pediatrici și pentru pacienții care încep dializa.

Dializorul

Figura 1.6 Dializor

Componentele de bază ale unui dializor sunt [27]:

Membrana de dializă (M)

Compartimentul sanguin (CS)

Compartimentul lichidului de dializă (CLD)

Figura 1.7 Reprezentare schematică a hemodializei [27]

Elementul principal al dializorului în constituie membrana semipermeabilă prin care se pun în contact sângele cu lichidul de dializă și care asigură prin caracteristicile sale transferul de substanțe, [27].

În funcție de modul de dispunere a membranei în dializor se poate vorbi de trei tipuri de dializoare [27]:

Dializoare în bobină sau spirală

Dializoare în plăci

Dializoare capilare

Obiectivul principal al acestor tipuri de dializoare este o suprafață cât mai mare de curgere a sângelui prin dializor. Rezistența cea mai mare la curgere este întâlnită la dializoarele de tip bobină, în timp ce dializoarele capilare au cea mai mică rezistență la curgere datorită distanței mici de curgere și a numărului de fibre prin care poate circula sângele, [27].

Figura 1.8 Dializor de tip bobină [27]

Dializorul bobină este alcătuit din tuburi de cuprofan înfășurate împreună cu o plasă semirigidă din material plastic, în jurul unui cilindru tot din material plastic, [27].În timpul dializei, bobina se introduce într-un recipient cu lichid de dializă, sângele circulând în interiorul tubului de la linia arterială spre linia venoasă, iar lichidul de dializă se deplasează prin ochiurile de plastic ale bobinei pe direcție perpendiculară față de sânge, [27].

La aceste dializoare rezistența opusă la circulația sângelui este mare, ceea ce impune creșterea presiunii în circuit, determinând pe lângă filtrarea obligatorie și un risc crescut de rupere a membranei, [27].

Figura 1.9 Dializor de tip placă [27]

Dializorul de tip placă este un dializor de tip plat, în care membranele semipermeabile sunt duble și dispuse între plăci rigide din material plastic, [27]. Sângele circulă între cele două foi de membrană, de la linia arterială la linia venoasă, iar lichidul de dializă trece prin spațiile existente între membranele și plăcile suport, pe direcție perpendiculară pe cea a sângelui, [27]. Plăcile și membranele sunt în număr variabil în funcție de suprafața de dializă dorită, fiind susținute de un suport, [27].

Dializoarele de tip placă au rezistența opusă sângelui redusă, riscul de rupere a membranelor fiind de asemenea scăzut, [27].

Figura 1.10 Rinichi artificial capilar

Dializoarele capilare sunt formate dintr-un mănunchi de aproximativ 10000-15000 de fibre capilare de cuprofan, având diametrul interior de 200-250 µm și grosimea peretelui de 10-16 µm, așezate într-un cilindru suport, [27]. Fibrele sunt dispuse paralel, prin ele circulând sângele de la linia arterială la cea venoasă, prin exteriorul lor și în contracurent fiind dirijată curgerea lichidului de dializă, [27].

Avantajele dializoarelor capilare sunt [27]:

eficacitate bună, grosimea filmului sanguin fiind minimă;

ultrafiltrare controlabilă;

posibilitatea continuării dializei în cazul ruperii unor capilare;

volum mic de sânge (70-150 ml).

Dezavantajul major este reprezentat de coagularea sângelui în capilare, ceea ce determină reducerea suprafeței de schimb. De regulă, aceste dializoare sunt cu utilizare unică, [27].

Pentru o membrană APS-150 (Asahi Medical) cu structură asimetrică, din polisulfonă, având diametrul interior de 210 µm și grosimea peretelui de 45 µm, Hayama et al. [29] a realizat determinări ale dimensiunilor porilor la Microscopul de Forță Atomică prin Atingere (TMAFM) și Microscopul Electronic cu Scanare cu Emisie de Câmp (FESEM) obținând [29]:

Tabel 1.1 Dimensiunea porilor unei membrane APS-150 [29]

Tabel 1.2. Date tehnice ale dializoarelor capilare și membranelor de dializă, unde razele porilor au fost calculate prin permeabilitatea la apă și solut. Valorile au fost diferite pentru membranele hidrofile, dar foarte asemănătoare pentru membranele hidrofobe (PMMA). De asemenea, razele au avut valori mai mici pentru permeabilitatea la apă. [28]

1.2.2 Dializa peritoneală

Dializa peritoneală poate fi descrisă la momentul actual ca o modalitate portabilă sau purtabilă de dializă, evoluția tehnologică făcând posibilă această transformare. Având prima apariție în anii 1960, metoda era departe de a fi portabilă: erau folosite catetere dure introduse percutanat folosind un trocar metalic ascuțit, fiind folosit fluid steril de dializă aflat în recipiente din sticlă în timpul tratamentelor care puteau dura mai mult de 24 ore, [11]. Ulterior, metoda a început să fie utilizată pentru tratamentul insuficienței renale cronice, tratament similar inițial celui folosit în cazul insuficienței renale acute, dar dezvoltat apoi pentru pacienți internați în spital de trei ori pe săptămână pentru sesiuni de tratament în timpul nopții care necesita introducerea unui nou cateter pentru fiecare sesiune. În România, dializa peritoneală a debutat după anul 1995, fiind în prezent practicată în majoritatea centrelor universitare, însă în prezent ponderea pacienților tratați prin această metodă este în scădere (de la 20% în 2007 la 10% la sfârșitul anului 2011), [10].

Metoda presupune ca schimbul solut-fluid să se producă între sângele capilar peritoneal și soluția de dializă în cavitatea peritoneală. Membrana care căptușește această cavitate este alcătuită din perete vascular, interstițiu, mezoteliu și filme adiacente de fluid, [8]. În transportul peritoneal, cel mai mare aport îl are peritoneul parietal, aproximativ o treime din peritoneul visceral fiind în contact cu fluidul de dializă, [8].

1.2.3 Hemofiltrarea

În 1977 a fost dezvoltată o metodă alternativă de tratament pentru pacienții suferind de instabilitate hemodinamică severă aflați în secțiile de terapie intensivă. Hemofiltrarea este o metodă care presupune un comportament similar rinichilor umani: fluidul extracelular este îndepărtat aproape în totalitate, urmând ca fluidele dorite să fie înlocuite într-o a doua etapă înainte de reintroducerea sângelui în corp, [9].

Spre deosebire de hemodializa tradițională, hemofiltrarea îndepărtează și moleculele pe care hemodializa prin difuzie nu reușește (de exemplu, mioglobina și insulina), [9].

Totuși, un dezavantaj major al metodei este reprezentat de cantitățile mari de fluid pierdute în timpul tratamentului care trebuie înlocuite, apărând astfel necesitatea asigurării unor cantități mari de fluid steril pe parcursul procedurii, [9].

În încercarea de a crea o metodă bazată atât pe beneficiile hemodializei (îndepărtare a moleculelor mici), cât și pe cele ale hemofiltrării (îndepărtarea moleculelor mari), cercetătorii au obținut un proces hibrid – hemodiafiltrarea – care folosește un dializor și un hemofiltru în serie. Sângele trece prin ambele dispozitive, apoi este reintrodus în corp, [9].

1.2.4 Hemodiafiltrarea

Hemodiafiltrarea lucrează asemănător rinichiului uman; o cantitate mare de substanțe este filtrată din sânge, componentele dorite fiind apoi înlocuite. De asemenea, sângele și dializantul sunt pompate prin filtru în contracurent, [9].

Figura 1.11 Circuit de hemodiafiltrare [9]

În figura 1.11 este reprezentat un circuit tipic de hemodiafiltrare, în cadrul căruia sângele și fluidul de dializă sunt pompate prin filtru, iar substanțele filtrate sunt drenate. Fluidul de substituție conținând substanțele dorite este apoi infuzat în sânge în partea distală a circuitului, [9].

1.2.5 Cerințele unui sistem ideal de substituție renală

Pe lângă curățarea produșilor toxici, controlul sărurilor, apei și electroliților, și a menținerii echilibrului acido-bazic, există o serie de cerințe care trebuie îndeplinite de un sistem utilizat pentru terapia renală:

Activitatea metabolică

Întrucât insuficiența renală este un factor determinant al mortalității independent de terapiile administrate, ipoteza conform căreia există funcții ale rinichiului care nu pot fi realizate prin dializă sau hemofiltrare este confirmată. Aceste funcții pot include sinteza citokinelor, prezentarea antigenilor, recuperarea glutationului din fluxul ultrafiltrării, hidroxilarea 1,25 – dihidroxivitaminei D3 sau depistarea mineralelor și recuperarea elementelor, [12]. Așadar, un sistem ideal de substituție renală trebuie să permită o activitate metabolică prezentă în mod normal într-un rinichi sănătos, [12].

Putere redusă

Echipamentele curente de dializă necesită un nivel ridicat de putere electrică, în primul rând pentru monitorizarea presiunilor și curgerilor, dar și pentru controlarea motoarelor electrice ale pompelor sangvine. Deși acestea reprezintă doar costuri de operare pentru centrele de dializă convențională, cerințele de putere ale echipamentelor sunt un factor de limitare a implementării dializei în afara clinicii, [12].

Cantitate redusă de apă

Pregătirea apei utilizată pentru dializă este obligatorie în terapiile curente. Totuși, există zone în care accesul nelimitat la sute de litri de apă zilnic nu poate fi garantat, însă există și alți factori care pot limita accesul la apă. Pregătirea apei pentru membranele de osmoză inversă utilizate în dializă consumă de asemenea mai multă apă decât produc, acestea având o geometrie de cross-flow a filtrului. Rinichiul uman conservă eficient sărurile și apa, reabsorbind chiar mai mult de 99% din apa și sodiul filtrate, ironia substituției acestei funcției consumă aceeași cantitate de apă pe care organul o conservă în mod normal, [12].

Consumul domestic de apă necesar dializei reduce posibilitatea implementării metodei la domiciliul pacientului din cauza costurilor pe care le-ar implica, [12].

Portabilitate

Un sistem ideal de substituție renală ar putea fi cu ușurință făcut portabil. Deși un echipament de dializă individual poate fi transportat dintr-un loc în altul într-o clădire, cerințele de putere și apă discutate anterior reprezintă un important impediment pentru realizarea portabilității.

Portabilitatea ar oferi pacienților avantajul transportării tratamentului de acasă la locul de muncă sau în vacanță, fără logistica împovărătoare a terapiilor zilnice, [12].

Facilitatea utilizării

Ideal, un rinichi artificial și-ar realiza neobservat funcția, fără intervenția pacientului sau a medicului, asemenea defibrilatoarelor programate să intervină la apariția aritmiilor.

Barierele majore care stau în calea auto-administrării tratamentului include abilitățile necesare conectării echipamentului de dializă la pacient, necesitatea monitorizării continue a presiunii sangvine și a celei furnizate de echipament, precum și posibilitatea limitată a pacienților de a interveni în cazul unei urgențe determinată de efectele adverse ale tratamentului (amețeală sau activitate mentală scăzută), [12].

1.2.6 Membrane semipermeabile utilizate în substituția renală

Membrana dializantă este elementul principal al dializorului prin care se pun în contact sângele cu fluidul de dializă și care asigură prin caracteristicile sale transferul de substanțe, aceasta fiind una dintre primele componente de miniaturizat în vederea obținerii unui dispozitiv purtabil sau implantabil de hemodializă.

Există mai multe tipuri de membrane de dializă, printre care se numără [27]:

membrane filtru (celofan, cuprofan);

membrane soluții (poliacrilonitril);

membrane biologice.

Încă de la primul tratament uman de hemodializă, materialele pe bază de celuloză au fost folosite cu succes. Începând cu anii 1960, au început să apară preocupări în legătură cu bioincompatibilitatea celulozei cauzată de grupările hidroxil din componența acesteia, ceea ce a dus a crearea unui nou material utilizat pentru membrană – celuloză modificată, unde grupările hidroxil erau fie înlocuite cu alte structuri chimice, fie legate cu compuși cu potențial avantajos (de exemplu, vitamina E sau heparină), [13].

Pe lângă natura membranei, funcționalitatea acesteia este influențată și de grosime, viteza de transfer crescând cu scăderea grosimii membranei. Grosimea membranei este variabilă, fiind cuprinsă între 8-30 µm, [27].

Membrana reprezintă motorul hemodializei, filtrând moleculele mari, care trebuie să rămână în fluxul sanvgin, în timp ce elimină moleculele mai mici (uree, creatinină) pe care le trimite în sistemul excretor. În mod curent, membranele polimerice sunt folosite pentru dializă și ultrafiltrare, [13]. Porii sunt creați în mod natural, printr-un proces de solidifiere a polimerului, fapt ce determină o incapacitate a controlării dimensiunilor exacte ale porilor, acestea neputând fi definite pentru îndeplinirea cerințelor. Totuși, distribuția porilor în membranele polimerice este Gaussiană, distribuție ce a putut fi restrânsă și mutată într-o zonă dorită odată cu progresul tehnologic, însă nu a devenit ideală, [9]. Acești pori tind fie să aibă o formă aproximativ cilindrică, având un orificiu rotund la capătul unui canal mai mare, fie să aibă o structură asemănătoare unui burete cu celule deschise, [13]. Forma rotundă a porilor dă o dependență de puterea a patra a permeabilității hidraulice de raza porilor: (a), unde Q reprezintă debitul volumetric, p este variația de presiune pe membrană, r este raza porului, este viscozitatea, iar l este lungimea porului care poate fi sau nu egală cu grosimea membrane, [13].

În mod ideal, dimensiunile porilor corespund moleculelor ce se doresc a fi îndepărtate, apărând astfel o distribuție aleatoare mică a dimensiunilor porilor. Realizarea unei membrane ideale a depins întotdeauna de tehnicile de fabricație, dezavantajele membranelor polimerice fiind cunoscute încă de la început, [9].

Odată cu necesitatea creșterii portabilității și a facilității utilizării, dar și a rezistenței la ocluzie și a biocompatibilității în cazul unui sistem implantabil, a apărut ideea folosirii sistemelor microelectromecanice pentru realizarea membranelor semipermeabile. Sistemele microelectromecanice (MEMS) reprezintă o tehnologie care poate fi definită în general ca elemente mecanice și electromecanice miniaturizate (dispozitive și structuri) care se obțin prin tehnici de microfabricație, elemente care au în final dimensiuni între 1 µm și câțiva milimetri.

Tehnicile de microprelucrare și microfabricare în masa siliciului sau la suprafață, menționate colectiv ca setul de instrumente MEMS, oferă un control fără precedent la scară nanometrică a dimensiunilor și geometriei trăsăturilor, [14]. Controlul geometriei porilor poate permite îmbunătățirea ratelor de transport molecular, o membrană cu pori uniformi putând reduce rezistența la curgerea fluidului, menținând selectivitatea moleculară, spre deosebire de materialele poroase polidisperse.

Tehnicile inovative MEMS au oferit oportunitatea creării de variate modalități de filtrare care pot fi utilizate în hemodializă: sisteme microfluidice și fără membrane, nanofabricarea cu canale sintetice sau membrane nanofabricate din siliciu cu pori cu formă de fantă, [13].

Figura 1.12 Dimensiuni neuniforme ale porilor (stânga) oferă o performanță redusă. Uniformitatea dimensiunilor porilor și a distribuției (dreapta) oferă o performanță mai bună [15]

Comparativ cu porii rotunzi, neregulați, o formă controlată a porilor (pori alungiți sau cu formă de fantă) oferă reduceri adiționale ale rezistenței hidraulice, [14]. Un por-fantă permite împiedicarea sterică la trecerea solutului dictate de dimensiunea critică a porului, simultan cu creșterea permeabilității hidraulice cu un factor dependent de dimensiunea mai lungă a porului:

, unde w este dimensiunea lungă a fantei, h este grosimea fantei, iar l este lungimea porului. Se poate prezice astfel, utilizând ecuația (a), că structurile filtrante cu pori-fantă paraleli pot avea performanță superioară comparativ cu structurile cu pori rotunzi, [13].

Membranele de siliciu sunt potențiali activatori ai cascadei de coagulare, o modificare de suprafață (utilizând de exemplu polietilen glicol [14]) pentru îmbunătățirea biocompatibilității acestora fiind un pas necesar al utilizării acestora în contact cu sângele.

Implicarea nanotehnologiei a apărut într-un dispozitiv numit ”Filtrul nefron uman”, constând în două membrane care operau în serie, având scopul de a imita filtrarea glomerulară cu prima membrană, respectiv reabsorbția tubulară a apei și soluților cu cea de-a doua membrană, [3, 16].

Figura 1.13 Filtrul nefron uman [13]

Porii membranelor permiteau transportul convectiv și filtrarea selectivă a moleculelor până la o dimensiune dorită, iar porii celei de-a doua membrane erau proiectați să respingă prin încărcarea electrică soluții nedoriți, aceștia fiind excretați, permițând simultan reabsorbția altor soluți și a apei, [3, 16]. Nefiind necesare surse mari de energie sau dializant, dispozitivul ar îndeplini condițiile pentru un sistem de terapie renală miniaturizată, [3]. Totuși, procedurile privind introducerea fluidelor în dispozitiv, excreția apei sau prevenirea coagulării nu au fost precizate, iar în ceea ce privește eficiența sistemului, acesta s-a dovedit fezabil virtual, [3].

O altă abordare utilizând sisteme microelectromecanice este caracterizată prin sute de canale și straturi. Fiecare strat al dializorului conține sânge și fluid de dializă având curgere în contracurent prin microcanale, fiind separate de o membrană, [17].

Figura 1.14 Design experimental al dispozitivului dublu-strat pentru ultrafiltrare [17]

În urma calculelor, o echipă de cercetători de la Massachusetts Institute of Technology a demonstrat că un sistem constând în 100 de straturi este necesar pentru a oferi o capacitate suficientă de procesare a sângelui în cazul unui dispozitiv purtabil, cu funcționare continuă, [17]. Dispozitivele dublu-strat au fost fabricate utilizând microfabricația siliciului și turnarea replicilor polimerice utilizând PDMS (poli-dimetil siloxan). Deși cele mai utilizate materiale pentru fabricarea membranelor sunt polisulfona și polietersulfona (PES) datorită hemocompatibilității cu sângele pacientului, fabricarea și testarea inițială a dispozitivului a fost făcută cu membrane de policarbonat, întrucât acestea sunt mai maleabile comparativ cu cele din PES care ar fi necesitat o îmbunătățire substanțială a procesului, [17].

De asemenea, a fost dezvoltat și un concept de nefron-pe-un-chip, stuctura fiind capabilă să filtreze sângele, și mai puțin de 1% din acest sânge fiind pierdut sub formă de substanțe nefolositoare sau toxice. Această performanță se înregistrează datorită structurii sistemului, acesta cuprinzând trei părți: glomerulul, tubul și ansa Henle conectate în serie. Dispozitivul complet are de fapt patru componente: glomerulul (G), tubul (T), ansa Henle (L) și conectorul (C). G,T și L realizează funcția nefronului, iar C interfațează toate aceste componente și fluxurile de sânge și de substanțe toxice, ca în figura 1.15, [25].

Figura 1.15 Filtrul nefron uman [25]

Nefronul este obținut din două straturi microfabricate separate printr-o membrană. G și T pot fi compuse doar din canale drepte, în timp ce L necesită bucle în contracurent, ca în figură. T necesită celule din tubul proximal, iar L necesită o serie de celule de diferite tipuri din: segmentul descendent subțire, segmentul ascendent subțire, segmentul ascendent gros, ductul colector cortical și medular, fiecare tip de celulă având proprietăți diferite de transport, [25].

Figura 1.16 Nefron pe un chip [26]

Un astfel de dispozitiv microfluidic multistrat este un ansamblu asemănător unui sandwich format din canal/canale microfluidice în PDMS, o membrană de poliester (cu dimensiuni ale porilor de 0.4 µm și grosime de 10 µm) și un rezervor din PDMS sudate printr-un tratament în plasmă, [26].

1.3 Motivație și problematica abordată

Întrucât în prezent hemodializa poate fi considerată nefiziologică din punct de vedere al cantităților de lichid filtrate comparativ cu capacitatea de filtrare a rinichilor sănătoși, este necesară îmbunătățirea tehnicii de tratament prin eficientizare și portabilizare, precum și prin reducerea costurilor.

Scopul lucrării este realizarea unei membrane semipermeabile sau a unui filtru care să poată fi utilizat într-un sistem de hemodializă purtabil.

O primă etapă este constituită de realizarea unei modelări numerice de curgere în contracurent prin care să fie filtrat un fluid, iar cantitatea de fluid filtrată să pătrundă în celălalt fluid în software-ul COMSOL Multiphysics, urmând apoi caracterizarea fenomenelor observate.

Cea de-a doua etapă este reprezentată de obținerea unei structuri de siliciu poros care să poată fi folosită ca membrană semipermeabilă, precum și obținerea unui filtru cu piloni de diferite dimensiuni și cu distanțe variabile între aceștia în PDMS, urmată de caracterizarea acestor structuri.

Microfluidică. Curgerea în microcanale

Soluții ale ecuației Navier-Stokes

Microfluidica, și anume circuitele cu microcanale, reprezintă o revoluție în domeniul cercetării prin vasta reducere a timpului și spațiului realizării unui experiment, sau a timpului necesar unui calcul numeric. Majoritatea eforturilor în domeniul microfluidicii se concentrează asupra aplicațiilor în chimie, biologie și medicină, putând fi menționate ca aplicații specifice: modul de cristalizare a proteinelor, microfluidica bazată pe sisteme microelectromecanice (MEMS), micropompe, aplicații clinice, diagnostic molecular, și nu în ultimul rând tehnicile de separație pentru acizii nucleici, respectiv ai ADN-ului. În microfluidică, transportul masic este în general dominat de forțele vâscoase, iar efectele forțelor de inerție sunt în general neglijabile, [18].

O gamă variată de fenomene fizice apar și se manifestă în curgerile microfluidice, fenomene a căror importanță trebuie apreciată relativ la componenta lor dominantă. În acest sens, numerele adimensionale vin să exprime sub formă de rapoarte modul în care diferitele manifestări fizice acționează asupra parametrilor spațiali și temporali ai unei microcurgeri, [18].

Fluidele de lucru sunt considerate medii continue, iar definirea unor cantități discrete cum ar fi cele de masă sau forță, implică noțiuni de câmpuri continue atât pentru densitatea cât și pentru densități de forțe , (acestea fiind definite ca forțe pe unitatea de volum). Astfel forțele ce se exercită pe un element infinit zecimal de fluid sunt datorate tensiunilor din interiorul fluidului, care la rândul lor sunt aplicate elementului infinit zecimal de suprafață ce acționează concomitent cu forțele masice exterioare aplicate elementului infinit zecimal de volum, [18].

Figura 2.1 Model de microcanale (a) rectangular și (b) circular, prin care fluidele curg cu viteza medie V0. Lungimea canalului este notată l, lățimea w, raza r și înălțimea h [18]

Câmpul de viteze pentru un fluid Newtonian se supune ecuației Navier-Stokes, [18]:

(2.1)

unde termenii accelerației inerțiale apar în partea stângă, iar forțele de orice altă natură în partea dreaptă a ecuației.reprezintă densități ale forțelor masice. Când forțele inerțiale sunt mici în comparație cu cele vâscoase, lucru întâlnit în cele mai multe cazuri în microdispozitive, termenul neliniar poate fi neglijat, ceea ce conduce la ecuația Stokes [18]:

(2.2)

În ambele cazuri ecuația de continuitate se supune condiției [18]:

(2.3)

Iar datorită condiției de incompresibilitate aceasta va avea forma [18]:

(2.4)

Întrucât ecuația Navier-Stokes este o ecuație diferențială neliniară, este dificil de rezolvat analitic. Deși puține, pot fi găsite soluții analitice importante obținute în urma rezolvării unor probleme de curgeri staționare, curgeri de tip Hagen-Poiseuille, cu alte cuvinte curgeri staționare induse de un gradient de presiune în canale considerate infinit de lungi, cu diferite forme ale secțiunilor de curgere, [18].

În toate cazurile s-a folosit condiția de aderență a fluidului, în obținerea profilurilor de viteză, pentru partea a domeniului ce reprezintă tocmai peretele solid (granița domeniului C) [18]:

(2.5)

Soluțiile Navier-Stokes sunt identice cu soluțiile Navier-Stokes în ipoteza curgerilor la numere Reynolds, mai mici decât unitatea, Re<1. h reprezintă scara spațială a curgerii, definită ca:

(2.7)

unde este raza hidraulică definită ca .

Mișcarea Hagen-Poiseuille reprezintă o soluție analitică a ecuației de mișcare Navier-Stokes a unui fluid real. Astfel, sub acțiunea unui gradient de presiune constant, mișcarea fluidului se realizează pe linii de curent paralele, suprafețele de curent fiind considerate cilindri concentrici alunecători pe direcția axei comune. În mod original, mișcarea a fost studiată în conducte drepte și de secțiune circulară, însă în studiul curgerii fluidelor în microcanale, deseori forma acestora este diferită de cea a unei secțiuni circulare. Astfel, pot fi întâlnite secțiuni de formă eliptică, triunghiulară, dreptunghiulară, trapezoidală sau cu forme mai complexe (de exemplu, sub forma unui clopot Gauss), [18].

Tabel 2.1 Distribuțiile de viteză și debitul în conducte drepte de secțiuni diferite (soluții analitice permanente Stokes) [18]

Curgerea în medii poroase

Prin mediu poros se înțelege un material constând dintr-o matrice solidă cu un vid interconectat. Se presupune că matricea solidă este fie rigidă, fie este supusă unei deformări mici. Interconetarea vidului (porii) permite curgerea unuia sau a mai multor fluide prin material. Situația ceea mai simplă presupune saturarea vidului cu un singur fluid (curgere monofazică). În situația unei curgeri bifazice un lichid și un gaz împart vidul, [19]. Porozitatea φ a unui mediu poros este definită ca fracția din volumul total al mediului care este ocupată de vid. Așadar, 1-φ este fracția ocupată de solid. Pentru un mediu izotrop, porozitatea de suprafață va fi în mod normal egală cu φ, [19].

Modelarea curgerii unui fluid în medii poroase se face diferit în funcție de dimensiunea porilor, [23]. Astfel, în cazul unor pori cu dimensiuni mari, pot fi folosite ecuațiile Stokes pentru fluid incompresibil:

(2.8)

(2.4)

unde p reprezintă presiunea, v este viteza fluidului, iar este viscozitatea fluidului, [18,23].

Regiunile cu pori mai mici sunt tratate ca un mediu permeabil, iar curgerea este descrisă prin ecuația lui Darcy. În acest caz, trebuie satisfăcute două condiții la limită la interfața cu mediul permeabil: continuitatea vitezei fluidului și forța de forfecare, iar ecuația lui Darcy nu este suficientă pentru îndeplinirea acestor condiții. Ecuația lui Brinkman este o generalizare a ecuației lui Darcy care facilitează egalarea condițiilor la limită la interfața dintre porii mai mari și mediul permeabil, [23].

Ecuația Darcy

Investigațiile și experimentele asupra unei curgeri staționare unidirecționale într-un mediu uniform ale lui Henry Darcy (1856) au dezvăluit o proporționalitate între debit și diferența de presiune aplicată [19]:

(2.9)

unde este gradientul de presiune în direcția curgerii, iar este viscozitatea dinamică a fluidului. Coeficientul K este independent de natura fluidului, dar depinde de geometria mediului,având dimensiuni de ordinul și fiind numit permeabilitate specifică sau permeabilitate intrinsecă a mediului. În cazul unei curgeri monofazice, se numește permeabilitate, [19] În spațiu tridimensional, ecuația (2.9) se poate generaliza la [19]:

(2.10)

unde permeabilitatea K este un tensor de ordinul doi. În cazul unui mediu izotrop, permeabilitatea este un scalar, ecuația (2.10) devenind [19]:

(2.11)

Ulterior lui Wooding (1957) [20], o extensie a acestei ecuații a fost utilizată pentru convecția în medii poroase [19]:

(2.12)

unde este densitatea fluidului și V este viteza medie intrinsecă. Folosind relația Dupuit-Forchheimer , ecuația anterioară devine [19]:

(2.13)

ecuație obținută prin analogia cu ecuația Navier-Stokes (2.1), [19].

De asemenea, mai există o obiecție în folosirea acestui termen și anume: dacă în cazul unui fluid vâscos o particulă de material își reține momentul în absența oricăror forțe aplicate, în cazul unui mediu poros cu o matrice solidă fixată, acest lucru nu se întâmplă întrucât un material solid împiedică mișcarea și determină o schimbare a momentului. Acest termen trebuie păstrat în cazul unui mediu cu porozitate înaltă, [19].

Eliminând termenul , ecuația devine [19]:

(2.75)

Ecuația Brinkman

O alternativă la ecuația lui Darcy este cunoscută drept ecuația lui Brinkman. Omițând termenii inerțiali, aceasta are forma [19]:

(2.76)

Astfel, apar doi termeni vâscoși: primul este termenul Darcy obișnuit, iar cel de-al doilea este analog termenului Laplacian ce apare în ecuația Navier-Stokes. Coeficientul este viscozitatea efectivă. Brinkman a stabilit și egale, dar în general acest fapt nu este adevărat. Deși această ecuație este numită ”extensia lui Brinkman la ecuația lui Darcy”, este cunoscut că Brinkman nu doar a adăugat un alt termen, ci a obținut o relație între permeabilitatea K și porozitatea φ pentru o procedură consistentă, care este valabilă numai pentru o porozitate suficient de mare, . Această cerință este restrictivă, întrucât porozitățile naturale au valori mai mici decât 0.6, [19].

În această ecuație, p este presiunea intrinsecă a fluidului, așadar fiecare termen reprezintă o forță pe unitatea de volum de fluid. Pentru un mediu poros izotrop, , unde reprezintă sinuozitatea mediului. Așadar, depinde de geometria mediului, rezultat aflat în concordanță cu rezultatul Martys et al. [22] care, pe baza unui studiu unde o soluție numerică a ecuației Stokes a fost egalat cu o soluție a ecuației Brinkman pentru curgerea la interfața dintre un fluid și un mediu poros, ajungându-se la concluzia că valoarea trebuie să fie mai mare decât 1 și că a crescut monoton cu scăderea porozității. În general se acceptă că are o dependență puternică atât de tipul mediului poros, cât și de forța curgerii. De asemenea, pentru cazurile cu porozitate mare, este considerat egal cu , [19].

Condiții la limită

Figura 2.2 Profilul vitezei pentru o curgere în canal și în vecinătatea unui mediu poros [19]

Dacă avem un mediu poros adiacent la un fluid identic cu cel care saturează mediul poros, și dacă avem curgere unidirecțională în direcția x, condiția la limită, conform Beavers and Joseph (1967) [24] este relația [19]:

(2.77)

unde este viteza fluidului și este viteza infiltrațiilor în mediul poros. Atât , cât și sunt evaluate la și este evaluată la distanță mică de planul , existând așadar un strat subțire în interiorul mediului în care se face tranziția de viteză. este adimensional și independent de viscozitatea fluidului, dar depinde de parametrii de material care caracterizează structura materialului permeabil la limită, [19].

După cum se observă, profilul vitezei la distanță mare de interfața cu mediul poros este parabolic, în timp ce în interiorul mediului poros viteza este constantă.

Metode de obținere a membranei glomerulare

Modelarea și simularea curgerii în microcanale

COMSOL Multiphysics este o platformă software cu scop general, bazată pe metode numerice avansate pentru modelarea și simularea problemelor fizice. Software-ul permite luarea în considerare a fenomenelor cuplate sau multifizice. Platforma de simulare poate fi extinsă cu mai mult de 30 produse cu interfețe fizice dedicate și unelte pentru aplicații electrice, mecanice, chimice sau curgeri de fluid, [30].

În ceea ce privește modulul fluidic, acesta cuprinde o serie de submodule și anume: CFD, Mixer, Microfludic, Modulul Curgerii Sub-suprafețe, Curgerea în Conducte și Curgerea Moleculară. Modulul CFD este platforma pentru simularea unor dispozitive și sisteme care implică modele complicate ale curgerii. Modulul Mixer conține funcționalități pentru simularea curgerii fluidelor supuse rotațiilor în diferite echipamente, [30]. Modulul Microfluidic este utilizat pentru studiul dispozitivelor microfluidice (dispozitive de tip laborator-pe-un-chip, dispozitive electrocinetice și magnetocinetice sau inkjet). Modulul de Curgere Sub-Suprafețe se adresează inginerilor și oamenilor de știință care urmăresc simularea curgerii fluidelor sub pământ sau în alte medii poroase, putând de asemenea corela curgerea și cu poroelasticitate, transfer de căldură și câmpuri electromagnetice. Modulul de Curgere în Conducte este utilizat pentru simulări ale curgerii fluidului, transferului de căldură și de masă și acusticii din conducte și rețele de canale. Modulul de Curgere Moleculară este utilizat pentru simularea sistemelor vacuum incluzându-le pe acelea utilizate în procesarea semiconductorilor, acceleratoarelor de particule și spectrometrelor de masă, [30].

Modelul realizat

În cazul de față a fost utilizat modulul fluidic de curgere liberă și în medii poroase (Free and Porous Media Flow). Curgerea a fost studiată în regim staționar și cu fluide incompresibile, iar ecuațiile utilizate au fost Navier-Stokes pentru curgerea liberă și Brinkman pentru curgerea în mediul poros.

Așadar, neglijând termenul inerțial din curgerea liberă (curgere Stokes) – și pe cel din curgerea în mediul poros (curgere Stokes-Brinkman), s-au obținut ecuațiile care au fost folosite în continuare (figura din dreapta).

A fost realizată apoi geometria conținând două microcanale paralele între care a fost definită regiunea poroasă, toate fiind reprezentate prin trei dreptunghiuri cu dimensiunile de: 5000×200 µm cele două microcanale și 2000×50 µm regiunea poroasă. Materialul în care au fost reprezentate acestea a fost ales siliciului, iar fluidul ales a fost apa, atât fluidul de dializă, cât și sângele având proprietăți asemănătoare cu ale apei.

Pe această geometrie au fost definite două intrări și două ieșiri, astfel încât să se obțintă o curgere în contracurent. Intrările au fost definite de tip Velocity, iar ieșirile de tip Pressure.

Figura 3.1 Geometrie

După stabilirea intrărilor și ieșirilor, au fost aleși pereții fiindu-le adăugată condiția la limită ca fluidul să aibă viteza 0 la perete (să nu aibă alunecare la perete – no slip), iar regiunii poroase i-a fost aplicată o porozitate inițială de 0.06 (6%).

Figura 3.2 Condiții la limită

Pe intrarea 1 a fost aplicată o viteză de 1.32 m/s corespunzătoare unui debit de 2.5 ml/min, iar pe intrarea 2 a fost aplicată o viteză de 2.65 m/s corespunzătoare unui debit de 5 ml/min. Ieșirii 1 îi corespunde o presiune de 10000 Pa (75 mmHg, cât este presiunea la intrarea venoasă a dializorului), iar ieșirii 2 i-a fost aplicată o presiune de 5900 Pa (aproximativ 45 mmHg). Această diferență de presiune este necesară în timpul dializei pentru a forța fluidul dăunător să iasă din sânge și să pătrundă în fluxul de fluid de dializă. Presiunea din compartimentul fluidului de dializă nu ar trebui să o depășească pe cea din compartimentul sangvin pentru a evita contaminarea sângelui.

Geometriei i-a fost aplicată o discretizare (Mesh) controlată fizic de tip Extra Fine. Au fost astfel obținute 64928 elemente triunghiulare de discretizare.

Figura 3.3 Mesh Extra Fine

Influența porozității asupra transferului de masă prin membrană

În continuare a fost studiată influența porozității asupra transferului de masă prin membrană.

Fiind aplicată diferența de presiune menționată (10000 Pa – 5900 Pa) s-a obținut un debit transferat din compartimentul sangvin în compartimentul lichidului de dializă egal cu 20% din debitul sangvin introdus pentru o porozitate de 6%, obținându-se astfel un rezultat similar celui din dializa curentă. Este dorită reducerea acestui debit transferat astfel încât să se elimine substanțele dăunătoare, dar să se piardă cât mai puțină plasmă.

Pentru o porozitate de 2% (0.02) s-a obținut un debit transferat mai mic decât în cazul porozității de 6%, acest debit reprezentând 15% din debitul sangvin introdus. Fiind aplicată o porozitate de 50% (0.5), debitul transferat este mai mare decât în cazul porozității de 6%, acesta reprezentând 25% din debitul sangvin introdus.

Tabel 3.1. Debite canalul 1

Tabel 3.2. Debite canalul 2

Porozitate 0.06

Figura 3.4 Profilul vitezei pentru o porozitate de 0.06

Figura 3.5 Profilul presiunii pentru o porozitate de 0.06

Viteza cea mai mare s-a obținut, așa cum era de așteptat, pe ieșirea din canalul 2. Presiunea este mai mare pe intrări decât pe ieșiri și se observă o variație în zona poroasă.

Porozitate 0.5

Figura 3.6 Profilul vitezei pentru o porozitate de 0.5

Figura 3.7 Profilul presiunii pentru o porozitate de 0.5

Porozitate 0.02

Figura 3.8 Profilul vitezei pentru o porozitate de 0.02

Figura 3.9 Profilul presiunii pentru o porozitate de 0.02

Se observă ca presiunea cea mai mare se înregistrează atunci când porozitatea este minimă, iar viteza este maximă atunci când și valoarea porozității este maximă. Altfel spus, presiunea crește cu scăderea porozității, iar viteza crește cu creșterea porozității.

Influența mesh-ului asupra debitului transferat

Aplicând un mesh de tip Normal cu 8938 elemente triunghiulare, s-au obținut următoarele rezultate:

Figura 3.10 Mesh Normal

Tabel 3.3 Debite canalul 1 Mesh Normal

Tabel 3.4 Debite canalul 2 Mesh Normal

Viteză (porozitate 0.02, 0.06, 0.5)

Figura 3.11 Profilul vitezei pentru porozitățile 0.02, 0.06 și 0.5, Mesh Normal

Presiune (porozitate 0.02, 0.06, 0.5)

Figura 3.12 Profilul presiunii pentru porozitățile 0.02, 0.06 și 0.5, Mesh Normal

Comparativ cu mesh-ul de tip Extra Fine, se observă că se păstrează relațiile dintre viteze, debite, presiuni și porozitate (cu creșterea porozității scade presiunea, dar cresc viteza și debitul transferat), însă precizia acestor rezultate a scăzut obținându-se valori apropiate de cele obținute anterior, însă mai mici.

Concluzii

Realizând simularea curgerii contracurent în două canale paralele, s-a observat că odată cu creșterea porozității crește viteza fluidelor în canale, iar presiunea scade. Simularea încearcă să reproducă fenomenele care au loc într-un aparat de dializă obișnuit, în care o parte din sânge trebuie să treacă în fluidul de dializă (componentele toxice: uree, creatinină, bicarbonat etc.), iar fluidul de dializă contaminat nu trebuie să pătrundă în compartimentul sângelui. Pentru a fi îndeplinită această condiție, este necesar ca presiunea transmembranară ( să fie mai mare decât 0 (presiune mai mare în compartimentul sangvin decât în cel al lichidului de dializă).

Realizând o comparație între cele două tipuri de discretizare aplicate (Extra Fine și Normal), se observă că rezultatele sunt mai precise în primul caz, așa cum era de așteptat.

Siliciu poros

Metode de obținere a omogenității porilor

Siliciul poros este un material intens studiat mai ales datorită proprietăților sale optice deosebite. Totuși, recent au fost dezvoltate și alte aplicații care folosesc și alte caracteristici ale acestui material. Datorită proprietăților sale remarcabile de biodegradabilitate și bioactivitate, siliciul nanostructurat este utilizat în aplicații biomedicale, [31]. Speciile biologice de interes au un diametru efectiv între 1 și 100 nm și trebuie excluse din mediile biologice, separarea acestora făcându-se pe baza dimensiunii. Membranele polimerice au un cost redus și pot fi produse în număr mare, însă au grosimi mari (1-10 µm) și au o distribuție mare a porilor care limitează performanțele separării pe baza dimensiunii. Membranele în stare solidă oferă posibilitatea unor performanțe mai bune ale metodelor de ultrafiltrare. Pentru acest tip de aplicații este dorită obținerea unei membrane cu pori rotunjiți și margini netede.

În general, siliciul poros (SP) obținut prin anodizarea unei plăci de siliciu este un material versatil care poate prezenta diferite morfologii prin varierea densității dopajului plăcii, precum și parametrii de formare, [31]. Siliciul nanoporos (2-4 nm) poate fi obținut în general prin folosirea unei plachete tip p, precum și tip n cu densități ale dopajului mici și medii, siliciul mezoporos cu diametre ale porilor între 5 și 50 nm este în general format dintr-o plachetă cu dopaj înalt ca substrat, iar siliciul macroporos (de la 50 nm până la 10 µm) folosește un substrat de siliciu cu dopaj moderat, [31].

Siliciul poros poate fi obținut prin gravură umedă sau uscată, aceasta din urmă fiind cunoscută și ca Reactive Ion Etching. Gravură umedă chimică poate fi realizată fie în soluții alcaline pentru o gravură anizotropică, fie în soluții acide care dizolvă siliciul în mod izotrop.

Siliciul poros este obținut în general prin gravură anodică în soluții pe bază de acid fluorhidric, fiind folosite diferite configurații ale celulei electrolitice, [32]. De obicei, acidul fluorhidric este disponibil în soluții apoase cu concentrații de până la 50%, [32]. Primele încercări de obținere a siliciului poros au fost realizate folosind doar HF diluat în apă deionizată sau ultra-pură, [32]. Întrucât suprafața curată a siliciului are caracter hidrofob, se adaugă de obicei etanol în soluție apoasă în vederea creșterii hidrofilicității suprafeței siliciului poros, fapt ce are o influență deosebită asupra omogenității și uniformității stratului de SP în profunzime, [32]. În timpul reacției are loc formarea unor bule de hidrogen care aderă la suprafața siliciului în soluțiile apoase pure, însă sunt eliminate în prezența etanolului, [32]. Din același motiv este necesară și o proiectare atentă a celulei anodice pentru a permite eliminarea bulelor de hidrogen, [32]. Neomogenitatea laterală și rugozitatea suprafeței pot fi reduse fie prin creșterea vâscozității electrolitului, fie prin reducerea temperaturii, [32].

Figura 3.13 Celulă electrolitică standard [32]

Celula electrolitică standard este formată dintr-un material rezistent la acțiunea HF, în care siliciului este folosit ca anod, iar catodul este în general din platină, [32].

Utilizând siliciu cu dopaje diferite ca substraturi și variind parametrii electrochimici, pot fi obținuți pori cu diametre între 2 nm și câțiva microni. Morfologia structurilor SP este influențată de asemenea și de orientarea cristalină a substratului, regimul de anodizare, configurația celulei electrolitice, precum și pre- și post-tratamentele aplicate.

Fabricarea Siliciului Poros prin Dizolvare Anodică a Substratului Cristalin de Siliciu

O metodă pentru obținerea materialelor nanostructurate este configurarea inițială a substratului (top-down, bottom-up), însă poate fi realizată și asamblarea structurilor prin auto-organizare, aceasta fiind o tehnică favorabilă pentru obținerea creșterii particulelor pe suprafață sau a materialelor poros cu aranjamente mai mult sau mai puțin regulate, [31].

Recent au început să fie folosite ca șabloane structuri de alumină poroasă, obținute prin gravura unei folii de alumină în soluție de acid oxalic sau sulfuric care a dus la obținerea unor structuri poroase regulate. Regularitatea aranjamentului porilor poate fi îmbunătățită prin controlarea condițiilor de anodizare ce are ca efect obținerea unor regiuni mari fără defecte, [31].

Figura 3.14 Șablon alumină poroasă format la potențial de anodizare de 27 V [31]

Siliciul poros, care poate fi de asemenea fabricat cu nanogăuri drepte prin auto-organizare, oferă posibilitatea utilizării ca șablon și a structurii de alumină. Totuși, siliciul poros este în general obținut prin anodizarea plăcii de siliciu într-un electrolit ce conține acid fluorhidric în ciuda faptului că mecanismul formării nu este înțeles în totalitate, [31].

Creșterea porilor auto-organizați

Auto-asamblarea structurilor de siliciu poros a fost atribuită unui proces de auto-organizare în urma căruia iau naștere porii mai mari (regim mezo/macroporos), numit și maturarea Ostwald. Maturarea Ostwald apare datorită scăderii energiei libere asociate cu interfața dintre două faze, [31].Formarea siliciului poros începe cu nucleația adânciturilor gravurii care este un proces aleator. Golurile distribuite stocastic conduc la creșterea unui strat microporos, iar porii obținuți au dimensiuni diferite influențate de densitatea curentului, concentrația de electrolit și temperatură. Mecanismul creșterii porilor apare prin creșterea porilor mari în detrimentul celor mai mici datorită raportului energetic favorabil al porilor la siliciul rămas, [31].

Fabricarea mezoporilor aranjați cvasi-regulat

În timpul formării mezoporilor cu diametre între 45 nm și 95 nm, pot fi obținute aranjări cvasi-regulate ale porilor. În cazul folosirii unei densități mari a dopajului în substratul de siliciu (), anodizarea are loc în condițiile unei căderi electrice iar procesul poate avea lor și fără iluminare. Grosimea stratului de siliciu poros crește monoton cu creșterea duratei gravurii, iar pentru un timp mai mare de 15 minute nu mai apare dizolvarea siliciului, adică nu mai apare creșterea porilor în regiunile în care electrolitul a fost epuizat, [31].

Tabel 3.5. Relația între durata anodizării și grosimea stratului de SP obținut. Rata de creștere scade cu creșterea duratei anodizării [31]

Figura 3.15 (a) Vedere de sus a unei plachete de SP cu o medie a diametrului porilor de 55 nm [31]

(b) Distribuția dimensiunii porilor cu o deviație de la medie de aproximativ 10% [31]

Figura 3.16 Morfologia șablonului de SP variază cu densitatea curentului aplicat. (plachetă de Si- cu orientare (100)) (a) Diametrul porilor ~95 nm ±10 nm, distanța dintre pori ~45 nm; (b) Diametrul porilor ~60 nm ±8 nm, distanța dintre pori ~50 nm; (c) Diametrul porilor ~45 nm ±10 nm, distanța dintre pori ~55 nm; (d) Diametrul porilor ~25 nm ±10 nm, distanța dintre pori ~60 nm; (e) distribuție aleatoare a porilor [31]

Crescând densitatea curentului de la 50 mA/ la 125 mA/ diametrul mediu al porilor crește de la 25 nm la 100 nm, simultan crescând și porozitatea, adică scade distanța dintre pori. Concentrația de HF a fost păstrată constantă la 10 wt%, [31].

Formarea porilor în funcție de orientarea cristalină

Mecanismul de creștere este puternic dependent de orientarea cristalină a substratului și este aproximativ de trei ori mai rapidă pe direcția (100) decât pe direcția (111). Pentru a obține pori orientați separați între ei, distanța dintre pori i trebuie să îndeplinească condiția , unde SCR reprezintă lățimea regiunii spațiale de sarcină din semiconductor. În cazul unei plachete cu dopaj mare, presupunând aplicarea unei tensiuni de 1 V, lățimea SCR este de aproximativ 10 nm. Aranjamentul cvasi-regulat al porilor se diminuează cu creșterea distanței dintre pori, simultan cu o reducere a diametrului porilor, [31].

Așa cum s-a observat, regularitatea a fost mai bună pentru densități mari de curent, adică diametre ale porilor mai mari decât distanțele dintre pori. Corespunzător structurilor anterioare, secțiunile transversale (Figura 3.17) arată cum creșterea porilor laterali depinde de diametrul porilor și în special de distanța de creștere a porilor. Creșterea distanței dintre pori cu scăderea diametrului porilor conduce la creșterea lungimii porilor laterali dendritici, [31].

Figura 3.17 Secțiunile transversale ale structurilor. Diametrul porilor scade de la 95 nm la 25 nm. Imaginile (a), (c), (d) și (e) reprezintă secțiunile transversale din mijlocul stratului poros, în timp ce în imaginea (b) este reprezentată p regiune din apropierea vârfului porilor [31]

În cazul unui diametru al porilor între 55 nm și 100 nm, lungimea porilor laterali nu depășește valorile razei porilor, dar cu creșterea distanței dintre pori lungimea dendritelor crește de până la cinci ori raza porilor. Acest comportament ar putea fi explicat prin faptul că distanța dintre pori depășește relația necesară dintre distanța dintre pori și regiunea spațială de sarcină, fiind mai mică sau egală cu 2SCR, [31].

De asemenea, se poate observa că porii principali cresc în direcția (100), în timp ce porii laterali cresc în direcția (113) cu un unghi între porii principali și dendrite de 54º, [31].

Variind concentrația electrolitului diametrul porilor din structurile de SP poate fi de asemenea modificat și cu precădere distanța dintre pori, [31]. Păstrând densitatea curentului constantă, diametrul porilor scade și distanța dintre pori crește cu o creștere a concentrației de acid fluorhidric, [31]. Acest comportament poate fi clarificat prin faptul că c, concentrația de HF, este dependentă de densitatea critică de curent care este prezentă în vârful porilor (adevărată numai când densitatea de curent este limitată de generarea de goluri):

cu C=3300 A/, c exprimat în wt%, și T este temperatura, [31].

Densitatea critică de curent este invers proporțională cu diametrul porilor () și astfel o creștere a concentrației de HF conduce la o scădere a porozității, [31].

Tabel 3.6 Parametrii de morfologie ai SP în funcție de concentrația de electrolit (substrat: plachetă de Si – cu orientare (100)) [31]

Alte metode specifice de formare a porilor

O metodă sofisticată de creștere a regularității porilor prin auto-organizare, și în special netezirea pereților mezoporilor, este aplicarea unui câmp magnetic extern în timpul anodizării. În acest caz, diametrul porilor scade cu creșterea câmpului magnetic (0-4 T) și creșterea dendritelor este suprimată, fiind crescută uniformitatea porilor. Influența câmpului magnetic asupra procesului de anodizare poate fi explicat prin corespondența între raza vârfului porilor și raza ciclotronului limitând golurile care scad cu creșterea câmpului magnetic, [31].

Siliciul poros fabricat ca structură stratificată cu diferite porozități poate fi format fie prin modificarea densității curentului de anodizare sau prin utilizarea unor substraturi de siliciu dopate periodic, aceste structuri fiind folosite pentru senzori (de exemplu, un senzor medical care identifică diferite dimensiuni ale biomoleculelor), [31].

Pentru a obține structuri comandate de siliciu poros este realizată configurarea suprafeței siliciului. Astfel, poate fi folosită atât o mască de alumină poroasă, cât și o pre-configurare a plăcii de siliciu prin litografiere pentru a realiza o structură regulată de pori, această metodă fiind în special utilizată pentru obținerea siliciului macroporos, [31]. În general, întâi este fabricată o mască prin fotolitografie și ulterior proba este gravată anizotrop într-o soluție KOH pentru a obține goluri de gravare care au forma unor piramide inversate. Următorul pas este anodizarea probei într-un electrolit care conține HF, unde gravura începe selectiv cu aceste goluri, fiind obținute diametre ale porilor de ordinul micrometrilor, [31].

Siliciu poros pe ambele fețe

Fabricarea probelor de siliciu poros pe ambele fețe este realizată într-o celulă electrolitică cu rezervor dublu, unde ambele fețe ale plăcii sunt în contact cu electrolitul. Anodizarea poate fi realizată într-un singur pas în aplicarea unui curent pulsat cu o frecvență de 0.1 Hz, iar probele rezultate oferă două straturi de siliciu poros cu morfologie egală. Aranjamentul porilor și grosimea celor două straturi sunt aproximativ aceleași și fabricarea lor este reproductibilă. Grosimi ale straturilor de aproximativ 50 µm pot fi obținute fără agitarea electrolitului, [31].

Figura 3.18 Schema unei celule electrolitice cu rezervor dublu pentru fabricarea probelor de siliciu poros pe ambele fețe [31]

Figura 3.19 Secțiune transversală și vederea plană corespunzătoare a suprafețelor celor două straturi poroase [31]

Plăci ultrasubțiri utilizate pentru gravură pe ambele fețe

Analog probelor poroase pe ambele fețe obținute din plăci obișnuite de siliciu, plăcile ultrasubțiri sunt utilizate pentru producerea probelor poroase atât pe o față, cât și pe ambele fețe, cu un substrat/volum de siliciu rămas foarte subțire. În primul rând, o placă obișnuită (cu grosime de 0.5 mm) este subțiată într-o soluție până la 40 µm- 60 µm. Aceste probe sunt apoi anodizate fie pe o parte, fie pe ambele. Cele mai groase straturi gravate până acum au o grosime de aproximativ 40 µm, iar în cazul probelor poroase pe ambele fețe, au putut fi obținute grosimi de 15 µm- 20 µm pe fiecare parte, [31].

Figura 3.20 Placă ultrasubțire cu o grosime totală de 40 µm gravată pe ambele părți. Cele două straturi au o grosime de aproximativ 7 µm fiecare, iar în partea dreaptă în vederea de sus se observă morfologia similară a celor două părți [31]

Fabricația siliciului poros

Fluxul tehnologic standard pentru obținerea siliciului poros

Fluxul tehnologic optimizat pentru obținerea siliciului poros

Curățarea plachetei

Fabricarea începe cu o plachetă de siliciu monocristalin (100). Pentru curățarea inițială a plachetei, aceasta este imersată în soluție Piranha timp de 30 minute, după care se clătește în apă deionizată și se usucă prin centrifugare. Soluția Piranha este un amestec de acid sulfuric (H2SO4) și apă oxigenată (H2O2) în proporție 2:1 la temperatura de 120OC. La această temperatură acidul sulfuric îndepărtează toate reziduurile organice de pe substraturi, în timp ce prezența peroxidului are rolul de a hidrofiliza suprafața. Această soluție de curățare nu este recomandată pentru plachetele pe care au fost depuse straturi metalice.

Oxidare umedă

Placheta curată este introdusă într-un cuptor de oxidare la temperatura de 900oC în atmosferă umedă de oxigen, timp de 45 minute, și se crește un strat de oxid termic cu grosimea de cel puțin 500 nm.

Etalare fotorezist

Pe fața plachetei se etalează o substanță fotosenzitivă în vederea protejării de atacul acidului fluorhidric utilizat în etapa următoare, iar fotorezistul utilizat în acest caz este HPR 504. Una dintre cele mai importante operații pentru a obține o plachetă care poate fi utilizată într-o etapă ulterioară de fotolitografie este curățarea substratului de contaminanți:

Particulele solide – pot fi îndepărtate prin spălarea în jet de apă deionizată;

Reziduurile organice – compuși pe bază de carbon care pot fi îndepărtați prin spălări succesive în acetonă alcool izopropilic (IPA) și apă deionizată;

Reziduurile anorganice – acizi sau baze de la spălări anterioare;

Straturile de oxid nedorite – de exemplu oxidul nativ (3 – 5 nm) de pe plachetele de siliciu. Pentru îndepărtarea oxidului nativ, plachetele de siliciu se imersează câteva secunde în acid fluorhidric.

Pentru îndepărtarea acestor contaminanți au fost dezvoltate mai multe procese chimice de curățare, cele mai folosite fiind soluțiile Piranha și RCA.

Soluțiile de curățare RCA implică amestecuri de peroxid cu acizi sau baze. Soluția RCA1 este un amestec de apă, peroxid și hidroxid de amoniu (NH4OH) în raport 5:1:1. Este folosită pentru îndepărtarea reziduurilor organice și a contaminanților metalici. Soluția RCA2 este un amestec de acid clorhidric și apă în raport 1:6, încălzit la 100oC la care se adaugă o parte peroxid. Este folosită în special pentru îndepărtarea ionilor metalici.

Fiecare proces de curățare este urmat de clătire în apă deionizată pentru îndepărtarea compușilor chimici rămași în urma curățării. După clătire, placheta este uscată prin centrifugare.

Un alt factor important este promovarea aderenței fotorezistului la substrat. În primul rând, pentru îmbunătățirea aderenței, plachetele trebuie deshidratate pentru a îndepărta apa de pe suprafață. Acest lucru se obține prin tratament termic la 120°C pentru 15 minute în etuvă sau pe o plită electrică. Alți factori care pot influența aderența sunt unghiul de contact al fotorezistului cu suprafața, timpul dintre expunere și tratamentele termice, rugozitatea suprafeței, tipul fotorezistului, tensiunile interne ale fotorezistului sau contaminarea suprafeței. Promovarea aderenței este o tehnică de generare a suprafețelor hidrofobe pe suprafața plachetelor.

Fotorezistul în forma sa inițială de prepolimer conține un solvent care îl fluidizează. Tehnica utilizată pentru etalarea fotorezistului este centrifugarea care permite întinderea uniform a acestuia pe toată suprafața plachetei.

Etalarea fotorezistului se face în trei pași:

Aplicarea fotorezistului (figura a). Aplicarea se poate face static sau dinamic. Aplicarea statică se referă la aplicarea manuală sau automată a fotorezistului pe placheta în stare de repaus. Aplicarea dinamică se referă aplicarea fotorezistului în timp ce placheta se rotește cu viteză mică. În cazul aplicării dinamice, întinderea fotorezistului are loc în același timp cu aplicarea acestuia.

Întinderea fotorezistului (figura b). În timpul acestui pas se obține întinderea fotorezistului aplicat, pe toată suprafața plachetei. Întinderea se obține prin rotirea plachetei cu viteze mici, aproximativ 500 rpm, până când toată suprafața este acoperită (aproximativ 5 – 10 secunde).

Uniformizarea fotorezistului (figura c). În pasul final de etalare, placheta este învărtită cu viteză mare, între 2000 și 5000 rpm, pentru a se obține grosimea dorită de fotorezist dar și unformizarea acestuia. Viteza de rotație pentru obținerea unei grosimi dorite depinde în primul rând de vâscozitatea fotorezistului. Cu cât vâscozitatea este mai mică și viteza de rotație mai mare, cu atât grosimea fotorezistului depus este mai mică.

Figura 3.21 Pașii principali pentru etalarea fotorezistului: a) aplicarea, b) întinderea, c) uniformizarea

Corodare umedă

În etapa următoare este realizată îndepărtarea oxidului de pe spatele plachetei prin corodare umedă în soluție de HF 49%. Întrucât suprafața de corodat este mare, viteza de corodare nu este importantă. La finalul corodării, placheta este spălată cu apă deionizată pentru a neutraliza acidul și a opri procesul, apoi este realizată încă o curățare în soluție Piranha.

Metalizarea plachetei

În următoarea etapă este realizată metalizarea plachetei pe spate prin depunerea unui strat cât mai gros de aluminiu (în acest caz, 100 nm) prin pulverizare catodică (sputtering) în sistemul Auto 500 Edwards.

Figura 3.22 Schema sistemului de depunere prin pulverizare catodică

Echipamentele care realizează sputtering-ul folosesc o incintă vidată (precum cea prezentată în figură) în care materialul țintă este plasat pe catod. În plasmă de Ar simt generați ioni, care sunt accelerați către potențialul negativ al catodului. Datorită bombardamentului ionic, atomii din materialul țintă sunt pulverizați, ejectați de la suprafață, traversează plasma și condensează pe placheta așezată pe anod. Prin introducerea gazelor de reacție, O2 sau N2, se poate depune o gamă variată de materiale. Această tehnică permite obținerea unei acoperiri foarte bune (conforme) chiar și pe suprafețele neplanare.

Fotolitografia

Porozificarea pe geometrii controlate presupune întâi o patternare a suprafețelor și abia apoi porozificare. Următoarea etapă presupune fotolitografia pe fața plachetei. Fotolitografia este transferul optic al unei geometrii de pe un șablon (mască) pe un substrat acoperit cu un strat fotosenzitiv (fotorezist). Măștile conțin geometriile care vor fi transferate în fotorezistul etalat pe plachetă. În general, măștile sunt plăci pătrate de sticlă de cuarț pe care se depune un strat subțire de crom, sau gelatină pentru măștile test care nu se refolosesc de multe ori. Fabricarea măștilor fotolitografice începe cu proiectarea geometriilor într-un program specializat, precum CLEWIN.

Pentru a obține geometrii complexe pe un substrat, de multe ori sunt necesare mai multe măști. Alinierea măștilor se face cu ajutorul mașinilor de aliniere care permit mișcarea substratului pe trei direcții: X-Y și rotație în planul X-Y. Pentru obținerea unei alinieri bune, sunt necesare fabricarea unor semne de aliniere care să fie transferate pe substrat. În figura sunt prezentate două modele clasice de semne de aliniere.

Mașina de aliniere permite vizualizarea semnelor de aliniere de pe mască și de pe substrat cu ajutorul a două obiective de microscop. Masca fiind fixă, operatorul poate mișca substratul până când se obține alinierea corecta cu masca.

Figura 3.23 Exemple de semne de aliniere

Odată ce masca și substratul sunt aliniate, se poate face expunerea fotorezistului. În timpul alinierii, distanța dintre mască și substrat este de aproximativ 30 µm, iar în timpul expunerii masca este adusă în contact cu substratul. Contactul dintre cele două suprafețe este absolut esențial pentru obținerea unui transfer bun al geometriilor de pe mască. Totuși, contactul repetat dintre mască și substrat poate să creeze defecte ale măștii. La fel, dacă fotorezistul nu a fost suficient tratat înainte de expunere, există riscul lipirii substratului de mască.

În funcție de tipul fotorezistului folosit, pozitiv sau negativ, zona expusă poate să fie întărită sau slăbită. Astfel, zonele întărite sunt mai rezistente la soluțiile de developare, pe substrat obținându-se ferestre deschise în fotorezist prin îndepărtarea zonelor slăbite (nepolimerizate). În figura este prezentată schematic expunerea fotorezistului pozitiv sau negativ.

Figura 3.24 Definirea geometriilor în fotorezist pozitiv sau negativ

Corodarea oxidului

Etapa următoare este reprezentată de corodarea oxidului de siliciu SiO2 în soluție buffer (BOE – buffer oxide etch), un amestec pe bază de HF și NH4F:

SiO2 + 4HF + 2NH4F (NH4)2SiF6 + 2H2O

Îndepărtarea fotorezistului

În această etapă, îndepărtarea fotorezistului (HPR 504 este un fotorezist pozitiv) nu se realizează în soluție Piranha ca în mod obișnuit, ci în plasmă de oxigen întrucât există aluminiu depus pe suprafață.

Corodare Si

Pentru corodarea adâncă și anizotropă a siliciului se folosește sistemul de corodare cu plasmă cuplată inductiv, ICP-RIE (figura). Dotat cu două surse de radio-frecventa care controlează individual puterea electrozilor planari și a bobinei inductive, permițând astfel controlul densității plasmei fără modificarea potențialului de autopolarizare al electrodului inferior. Temperatura electrodului inferior poate fi variată controlat între -20oC și +80oC iar placheta este racita cu Heliu. Pe reactorul instalației sunt montate două valve ultrarapide pentru SF6 și C4F8, care permit rularea proceselor de corodare în modul de alternare a gazelor, cunoscut și sub numele de proces Bosch.

Procesul Bosch alternează un pas de corodare cu unul de pasivare. În timpul pasivării se obține un strat fluoropolimeric similar Teflonuului, inert la acțiunea chimică a ionilor de fluor. În timpul pasului de corodare, stratul de pasivare este îndepărtat de pe suprafețele orizontale prin efectul de pulvetizare cadotică, în timp ce suprafețele verticale nu sunt afectate. După cum este schițat în figura, în urma procesului Bosch, pe pereții verticali rămân ripluri orizontale. Fiecare pas durează câteva secunde. În funcție de parametrii de proces, se poate controla dimensiunea riplurilor orizontale. De asemenea, cu cât pasul de corodare este mai lung, cu atât viteza de corodare este mai mare dar crește și înălțimea riplurilor orizontale.

Figura 3.25 Schema unui sistem de corodare cu plasmă cuplată inductiv

Figura 3.26 Procesul Bosch: 1) stratul de mascare este de culoare gri, substratul corodat este de culoare albastră; 2) primul pas de corodare; 3) pas de pasivare; 4) al doilea pas de pasivare; 5) în urma procesului, pe pereții verticali rămân ripluri orizontale

Porozificare

Ultima etapă este cea a porozificării propriu-zise în soluție de acid fluorhidric și aplicând diferență de potențial pe fața și spatele plachetei într-o instalație care nu este disponibilă comercial. Densitatea de curent aplicată este 20 mA/.

Fabricația polidimetilsiloxanului

Polidimetilsiloxanul aparține unui grup de compuși organosiliconici polimerici. PDMS-ul este cel mai utilizat polimer organic pe bază de siliciu și este cunoscut pentru proprietățile sale reologice neobișnuite. PDMS-ul este viscoelastic, la curgeri durate mari având comportamentul unui fluid vâscos asemănător mierii. Pentru curgeri cu durate mici, se comport ca un solid elastic, similar cauciucului, [33].

După polimerizare și reticulare, probele solide de PDMS prezintă o suprafață hidrofobă, ceea ca face imposibilă udarea suprafeței cu apă și poate conduce la adsorbția unor contaminanți hidrofobi. Suprafața PDMS-ului poate deveni hidrofilă dacă îi este aplicat un tratament de oxidare în plasma, [34].

Una din metodele dezvoltate în ultimii ani pentru fabricarea microdispozitivelor fluidice este așa-numita litografie ”moale”, bazată pe autoasamblare sau replicare. Această metodă de microfabricație este convenabilă datorită performanțelor ridicate și a costurilor scăzute, permițând până și fabricarea unor nano-dispozitive fluidice, [35]. Rezoluția metodei poate varia între 30 nm și 100 µm, dar prin folosirea unor tehnici speciale s-a ajuns chiar și la 6 nm, [36].

Litografia moale prezintă câteva avantaje asupra altor forme de litografie:

costuri mici de fabricație pentru producția în masă;

biocompatibilitate;

transparență optică;

proprietăți termice și electrice acceptabile;

nu necesită depuneri fotoreactive pentru prelucrare;

materialele pot fi funcționalizate și permit modificarea proprietăților suprafeței.

Ca metodă pentru fabricarea microstructurilor pentru aplicații biologice, litografia moale lasă posibilitatea de a controla structura moleculară a suprafeței și de a imprima molecule complexe relevante pentru biologie, de a fabrica structuri de microcanale pentru fluidică și de a imprima și manipula celule. În special pentru experimente biologice, datorită dimensiunilor relativ mari ale celulelor, litografia moale poate fi folosită pentru fabricarea rapidă și convenabilă a unor prototipuri ieftine, [37].

Polidimetilsiloxanul este cel mai folosit polimer pentru litografie moale. O ștampilă din PDMS poate fi fabricată prin depunerea pre-polimerului pe o plachetă de siliciu ce conține forma negativă a dispozitivului fabricat în PDMS. Folosind metodele clasice de litografie, placheta de siliciu este prelucrată și tratată, apoi se toarnă PDMS, se usucă și se îndepărtează. PDMS-ul astfel obținut poate fi folosit în mai multe moduri pentru fabricarea structurilor dorite, [38]. Un astfel de exemplu este plasarea structurii PDMS pe plachete din sticlă.

Figura 3.27 Obținerea structurilor în PDMS [39]

PDMS-ul prezintă proprietăți unice datorită scheletului anorganic de siloxan combinat cu prezența grupurilor metil organice atașate de siliciu, [40]. Principalele proprietăți ale PDMS-ului sunt:

temperaturi de tranziție scăzute, în stare fluidă la temperatura camerei;

este bine cunoscut, fiind foarte bine studiat și documentat;

prepolimerii și agenții de polimerizare sunt disponibili în comerț în cantități mari;

energia de interfață este scăzută și prezintă stabilitate chimică foarte bună;

nu este hidroscopic și nu se umflă datorită umidității;

transparent din punct de vedere optic până la 300 nm, este izotrop și omogen.

În ciuda acestor avantaje, folosirea PDMS-ului prezintă obstacole tehnologice care trebuie depășite pentru folosirea cu succes. Multe dintre problemele care pot să apară se pot rezolva prin proiectarea corectă a dispozitivului ce va fi creat, păstrând anumite rapoarte între înălțime și lățime. Elasticitatea este proprietatea principală care limitează raportul înălțime/lățime. Dacă acest raport este prea mare, proprietățile elastomerice vor duce la deformarea microstructurilor. În general, pentru PDMS, raportul înălțime/lățime trebuie să fie între 0.2 și 2 pentru a obține mulaje fără defecte, [41]. În același timp trebuie avut în vedere că în urma degazării, PDMS-ul se contractă cu aproximativ 1-1.5%.

Fabricarea canalelor microfluidice în PDMS reprezintă o metodă simplă și reproductibilă pentru testarea curgerii în canale microfluidice. Pentru facilitarea curgerii fluidelor în microcanale este necesară modificarea controlată a suprafețelor acestora pentru a reduce unghiul de contact al fluidelor cu pereții microcanalelor.

Polidimetilsiloxanul a fost obținut cu ajutorul unui kit SYLGARD 184, format din pre-polimer și agent de întărire. Într-un pahar Berzelius s-au amestecat continuu cu o baghetă de sticlă pre-polimerul și agentul de întărire (raport 10:1) timp de 15 minute pentru a obține o omogenitate cât mai bună. Amestecul obținut a fost lăsat într-o incintă curată la temperatura camerei timp de 1.5 ore. Apoi, amestecul se toarnă pe o plachetă de siliciu curată astfel încât să se obțină un strat cât mai uniform, de aproximativ 2-3 mm grosime. Placheta este așezată într-o incintă curată timp de 20-30 minute pentru eliminarea bulelor de aer ce pot să apară în timpul turnării. Bulele de aer care nu au fost eliminate au fost îndepărtate cu ajutorul unui ac de seringă, iar placheta a mai fost lăsată încă 5 minute pentru uniformizarea stratului de PDMS. După eliminarea bulelor de aer, placheta cu PDMS este introdusă în etuvă la temperatura de 75oC timp de 40 minute, după care placheta de siliciu cu PDMS a fost lăsată să se răcească.

Îndepărtarea PDMS-ului de pe matrița de siliciu s-a realizat manual, apoi structura a fost sudată pe o plachetă de sticlă. În general, sudarea sticlei se face în două moduri: folosirea unui adeziv pentru sudare reversibilă a sticlei de PDMS sau activarea în plasmă de oxigen pentru sudarea ireversibilă a sticlei de PDMS.

Caracterizarea suprafețelor microstructurate și poroase

Caracterizarea microscopică

Siliciu poros

Structurile poroase obținute au diametre ale porilor cuprinse între 5 și 10 nm. Au fost obținute două plachete poroase, diferența dintre ele fiind reprezentată de tratamentul DRIE (Deep Reactive Ion Etching), astfel încât, deși pe ambele plachete s-a depus un strat de fotorezist, numai uneia dintre ele i-a fost aplicat tratament DRIE.

Figura 3.28 Siliciu poros

Structuri PDMS

Pentru măsurarea înălțimilor pilonilor a fost folosit microscopul optic Leica și microscopul electronic cu scanare Vega II LMU, iar pentru măsurarea diametrelor și distanțelor dintre aceștia a fost folosit microscopul optic Euromex.

Tabel 3.7 Măsurătorile structurilor PDMS

Înălțimile pilonilor măsurate la microscopul optic sunt diferite de înălțimile măsurate la microscopul electronic întrucât este dependent de înclinația stativului, așadar înălțimea reală se obține ca produs între înălțimea măsurată și cosinusul unghiului de înclinație care a fost în acest caz de 30º.

3.4.2 Determinarea hidrofobicității suprafeței

Se consideră o picătură de lichid pe o suprafață solidă orizontală plată. Unghiul de contact se definește ca unghiul format de intersecția interfaței lichid-solid cu interfața lichid-vapori (obținut geometric prin aplicarea unei tangente de la punctul de contact de-a lungul interfaței lichid-vapori în profilul picăturii), [42].

Figura 3.29 Unghiurile de contact format de picături de lichid pe o suprafață solidă netedă și omogenă [42]

Se observă că, având un unghi de contact mai mic de 90º, udarea suprafeței este posibilă, iar fluidul se va împrăștia pe o arie mare, suprafața numindu-se hidrofilă. Pentru unghiuri de contact mai mari de 90º udarea suprafeței este nefavorabilă, așadar fluidul are un contact minim cu suprafața, formând o picătură compactă de lichid și suprafața numindu-se hidrofobă., [42,43].

Figura 3.30 Tipuri de udări de suprafață [43]

În continuare a fost măsurat unghiul de contact al apei și al apei cu 2% pudră pentru disfagie (Nutricia Food Thickner) pe plachetele de siliciu, siliciu poros, și sticlă + PDMS.

Tabel 3.8. Unghiul de contact al apei și al apei cu 2% pudră pe plachetele de siliciu și siliciu poros

Tabel 3.9. Unghiul de contact al apei și al apei cu 2% pudră cu plachetele de sticlă+PDMS

Siliciul este un material hidrofob care în urma tratamentelor aplicate (sau în urma oxidării naturale) capătă un caracter hidrofil. Hidrofilicitatea suprafeței este necesară întrucât materialul va lua contact cu apa (sau cu sângele, ale cărui densitate și viscozitate sunt apropiate ca valori de cele ale apei).

PDMS-ul este un material hidrofob, fapt observabil și din măsurători. Aceste structuri obținute în PDMS pot fi utilizate în hemodializă ca filtre, ținându-se cont de distanțele dintre piloni și astfel plasându-se întâi structurile cu distanțe mai mari și către capăt structurile la care distanțele dintre piloni sunt mai mici. Această plasare în ordine descrescătoare în funcție de distanța dintre piloni face ca pe parcursul unui ciclu de filtrare să se elimine molecule din ce în ce mai mici. În plus, pe acești piloni pot fi fixate celule specializate pentru reținerea sau eliminarea anumitor componente ale sângelui.

De asemenea, s-a observat și că, odată cu creșterea viscozității fluidului, a crescut și valoarea unghiului de contact pentru toate suprafețele.

Concluzii

Insuficiența renală este un sindrom cu etiologie multiplă, caracterizat fiziopatologic prin incapacitatea rinichiului de a-și asigura funcțiile normale, ca urmare a leziunilor organice, ireversibile, având o evoluție progresivă către exitus. Rinichiul este organul de depurare, de eliminare a substanțelor toxice din organism și este format din aproximativ 2 milioane de nefroni. Un nefron este compus din două părți principale, un glomerul și un tub urinifer, iar urina se formează în trei etape: ultrafiltrarea glomerulară, reabsorbția tubulară și secreția tubulară, în prezent încercându-se înglobarea acestor trei etape într-un singur dispozitiv – rinichiul artificial.

Dializa este unul dintre cele mai vechi sisteme biomedicale utilizate pentru a înlocui funcția unui organ uman bolnav, în prezent aceasta realizându-se de 3 ori pe săptămână în ședințe de 3-4 ore, procedură care poate fi considerată nefiziologică din punct de vedere al cantității de fluid filtrate.

Astfel, sistemele actuale de dializă ar necesita îmbunătățiri în ceea ce privește eficiența, dimensiunile echipamentelor pentru a deveni portabile (purtabile sau implantabile), însă și dimensiunea porilor și grosimea membranelor, împreună cu scăderea costurilor necesare tratamentului.

Anual, în România se înregistrează o mortalitate de 12%, iar rata de supraviețuire este de 90% la un an și de 62.2% la 5 ani de la inițierea terapiei de epurare extrarenală, iar principalele cauze de deces sunt cele cardiovasculare.

În această lucrare s-a dorit realizarea primei etape a formării urinei, și anume ultrafiltrarea glomerulară, celelalte două etape necesitând și culturi de celule specializate în reținerea sau respingerea anumitor componente ale sângelui, în prima etapă fiind eliminate cantități mari de substanțe, atât folositoare cât și toxice. Membrana glomerulară prin care se realizează filtrarea are o selectivitate moleculară mare, separarea fiind făcută în primul rând pe baza dimensiunilor moleculelor (este permisă trecerea moleculelor cu diametrul maxim de 8 nm).

Lucrarea cuprinde o parte de studiu numeric și una de obținere a unor structuri filtrante. În ceea ce privește studiul numeric, a fost realizată o geometrie simplă urmărindu-se obținerea schimbului de fluide între două microcanale paralele între care există o membrană poroasă cu diferite valori ale porozității, observându-se că odată cu creșterea porozității crește și viteza și respectiv debitul fluidelor de lucru, în timp ce presiunea din canale și mediul poros scade. De asemenea, a fost realizată și o comparație între două tipuri de discretizare, cel Normal și cel Extra Fine, observându-se o precizie mai mare a rezultatelor celui din urmă, așa cum era de așteptat.

Cealaltă parte a lucrării a fost reprezentată de obținerea fizică a unor structuri de siliciu poros și piloni de PDMS, urmată de caracterizarea microscopică a acestora și stabilirea hidrofobicității suprafețelor.

Siliciul poros a fost obținut printr-o tehnică specială numită anodizare care presupune utilizarea unei celule electrolitice care conține acid fluorhidric și în care placheta de siliciu este folosită ca anod și un electrod de Pt drept catod, fiind aplicată o densitate de curent de 20 mA/. Porii obținuți astfel au diametre cuprinse între 5 și 10 nm.

Structurile cu piloni de diferite forme și dimensiuni din PDMS au fost obținute utilizând o matriță de siliciu, iar după desprinderea de matriță acestea au fost sudate pe sticlă pentru a putea fi utilizate în caracterizări.

Ulterior obținerii acestor structuri, acestea au fost caracterizate metrologic utilizând microscopul optic și microscopul electronic, apoi a fost stabilită hidrofobicitatea suprafețelor. În urma măsurătorilor s-a constatat că PDMS-ul, așa cum era cunoscut, este hidrofob, iar siliciul poros a prezentat un character hidrofil. Comportamentul structurilor la aplicarea unei soluții apă+pudră 2% a fost similar celui din cazul aplicării apei cu o diferență maximă de 20º între unghiuri.

Atât siliciul poros, cât și structurile cu piloni din PDMS pot fi folosite ca filtre în hemodializă dacă se ține cont de funcționalizarea suprafețelor în vederea obținerii unei adsorbții mai mici, fiind îmbunătățită astfel și biocompatibilitatea.

Bibliografie

I. Guțu, L. Stoica, A. Ciocâlteu, Evoluția pacienților dializați în funcție de momentul inițierii supleerii renale, http://www.medicina-interna.ro/articol.php?articol=552&lang=ro, 2/2010, accesat la data de 15 februarie 2015

G. Rana, Ph. D. Thesis, MEMS based Renal Replacement System (Artificial Kidney), Bombay

V. Gura, The Wearable Artificial Kidney: A New Paradigm in the Treatment of ESRD in Present and Future Therapies for End-Stage Renal Disease, Chapter 9, 2010

I. Haulică, Fiziologie umană, Cap. 11 Fiziologia aparatului excretor, ed.3, Editura Medicală, București, 2007

N. Dojană, Fiziologie animală, Cap. 8 Sistemul excretor, Printech, București, 2008

A.C. Guyton, Human Physiology and Mechanisms of Disease , ed.5, în limba română Fiziologie. Fiziologia umană și mecanismele bolilor, Cap.5 Lichidele organismului și rinichii sub redacția Prof. Dr. Radu Cârmaciu, Editura Medicală Amaltea, București 1997

S. Kardasz, The function of the nephron and the formation of urine, Anesthesia and Intensive Care Medicine, in Anesthesia and Intensive Care Medicine 10:6, pp. 265-270, 2009

J. Levy, J. Morgan, E. Brown, Oxford Handbook of Dialysis, Oxford University Press, New York, 2009

J.C. Olson, Thesis Design and Modelling of a Portable Hemodialysis System, Georgia Institute of Technology, 2009

D.D. Mihalache, Efectele exploziei hemodializei în România, http://www.viata-medicala.ro/Efectele-exploziei-hemodializei-in-Romania.html*articleID_7223-dArt.html, 29/2013, accesat la data de 20 februarie 2015

W.H. Fissel, S. Roy, A. Davenport, Achieving more frequent and longer dialysis for the majority: wearable dialysis and implantable artificial kidney devices, in Kidney International 84, pp 256-264, 2013

W.H. Fissel, A.J. Fleischman, H.D. Humes, S. Roy, Development of continuous implantable renal replacement: past and future, in Translational Research, Vol. 6, Nr. 5, pp 327-336, 2007

H.D. Humes, W.H. Fissel, K. Tiranathanagul, The future of hemodialysis membranes, Kidney International 69, 1115-1119, 2006

W.H. Fissel, A. Dubnisheva, A.N. Eldridge, A.J. Fleischman, A.L. Zydney, S. Roy, High-performance silicon nanopore hemofiltration membranes, in Journal of Membrane Science 326, pp 58-63, 2008

Buletin Clinic A clinical update on Dialyzer Membranes: State-of-the-Art Considerations for Optimal Care in Hemodialysis, https://www.kidney.org/sites/default/files/02-10-6050_FBD_Clinical_bulletin.pdf accesat la data de 22.03.2015

A.R. Nissenson, C. Ronco, G. Pergamit, M. Edelstein, R. Watts, Continuously functioning artificial nephron system: The promise of nanotechnology, Hemodialysis International 9, pp 210-217, 2005

M.R. Kaazempur-Mofrad, J.P. Vacanti, N.J. Krebs, J.T. Borenstein, A MEMS-Based Renal Replacement System, Solid-State Sensor, Actuator and Microsystems Workshop, South Carolina, 2004

C.M. Bălan, Thesis Modeling and Control of Viscous and Viscoelastic Fluids Flows in Microchannel, University Politehnica Bucharest, 2011

D.A. Nield, A. Bejan, Convection in Porous Media, Third Edition, Chapter 1 – Mechanics of Fluid Flow through a Porous Medium, Springer Science, New York, 2006

R.A. Wooding, An experiment on free thermal convection of water in saturated permeable material, Journal of Fluid Mechanics, Vol. 3, pp 582-600, 1958

J.L. Beck, Convection in a box of porous material saturated with fluid, Phys. Fluids 15, p. 1377, 1972

N. Martys, D.P. Bentz, E.J. Garboczi, Computer simulation study of the effective viscosity in Brinkman equation, Phys. Fluids 6, pp. 1434-1439, 1994

N.S. Martys, Improved approximation of the Brinkman equation using a lattice Boltzmann method, Phys. Fluids 13 pp. 1807-1810, 2001

G.S. Beavers, D.D. Joseph, Boundary conditions at a naturally permeable wall, J. Fluid Mech. 30, part 1, pp. 197-207, 1967

E. Weinberg, M. Kaazempur-Mofrad, J. Borenstein, Concept and computational design for a bioartificial nephron-on-a-chip, The International Journal of Artificial Organs 31, pp. 508-514, 2008

L. Ha, K.J. Jang, K.Y. Suh, Kidney on a Chip, Microfluidics for Medical Applications, RSC Nanoscience&Nanotechnology 36, pp. 19-35, 2015

D. Bucur, Protezare renală – Dializă, Curs Echipamente de Protezare și Ortezare

K. Sakai, s. Takesawa, R. Mimura, H. Ohashi, Determination of pore radius of hollow-fiber dialysis membranes using tritium-labeled water, Journal of Chemical Engineering of Japan, Vol. 21, Nr.2, pp. 207-210, 1988

M. Hayama, F. Kohori, K. Sakai, AFM observation of small surface pores of hollow-fiber dialysis membrane using highly sharpened probe, Journal of Membrane Science 197, pp. 243-249, 2002

Pagina de prezentare a COMSOL Multiphysics, www.comsol.com

P. Granitzer, K. Rumpf, Porous Silicon – A versatile host material, Materials 3, pp. 943-998, 2010

O. Bisi, S. Ossicini, L. Pavesi, Porous silicon: a quantum sponge structure for silicon based optoelectronics, Surface Science Reports 38, pp. 1-126, 2000

Linear Polydimethylsiloxanes, Joint Assessment of Commodity Chemicals, Report No. 26, 1994

H. Hillborg, J.F. Ankner, U.W. Gedde, G.D. Smith, H.K. Yasuda, K. Wikstrom, Crosslinked polydimethylsiloxane exposed to oxygen plasma studied by neutron reflectometry and other surface specific techniques, Polymer, 41, pp. 6851-6863, 2000

Y. Xia, G.M. Whitesides, Soft Lithography, Annual Review of Materials Science, vol. 28, pp. 153-184, 1998

J. A Rogers, R.G. Nuzzo, Recent progress in soft lithography in Materials today, 8, 50-6, 2005

G.M. Whitesides, E. Ostuni, S. Takayama, X. Jiang, D.E. Ingber, Soft Lithography in Biology and Biochemistry, Annual Review of Miomedical Engineering, vol. 3, pp 335-373, 2001

S.S. Saliterman, Fundamentals of BioMEMS and Medical Microdevices, Wiley Interscience, SPIE Press, 2005

L. Gonzalez-Macia, A. Morrin, M.R. Smyth, A.J. Killard, Advanced printing and deposition methodologies for the fabrication of biosensors and biodevices, in Analyst, 135, pp. 845-867, 2010

S.J. Clarson, J.A. Semlyen, Siloxane Polymers, Englewood Cliffs, NJ: Prentice Hall, 1993

E. Delamarche, H. Schmid, H.A. Biebuyck, B. Michel, Advanced Materials, 9, pp. 741-746, 1997

Y. Yuan, T.R. Lee, Contact Angle and Wetting Properties, Surface Science Techniques, Springer Series in Surface Sciences, 51, pp. 3-34, 2013

B. Arkles, Hydrophobicity, Hydrophilicity and Silanes, in Paint&Coatings Industry, 2006

Pagina de prezentare a echipamentelor IMT–MINAFAB, http://www.imt.ro/MINAFAB/description.htm, accesat la data de 4 iunie 2015

Anexa 1 – Caracterizare microscopică

Placheta 1 – Sticlă+PDMS

Placheta 2 – Sticlă+PDMS

Placheta 3 – Sticlă+PDMS

Placheta 4

Placheta 5

Placheta 6

Anexa 2 – Determinarea hidrofobicității suprafeței

Siliciu

Siliciu Poros 1

Siliciu Poros 2

PDMS 1

PDMS 2

PDMS 3

PDMS 4

PDMS 5

PDMS 6

Anexa 3 – Echipamentele utilizate

Echipamente de microlitografie

Generator de pattern-uri – DWL 66fs Laser Litography System

Procesul de ”scriere” a măștilor utilizând DWL 66fs este realizat cu ajutorul unei diode laser de 405 nm. DWL 66fs are două capete de scriere de 2 și 10 mm care asigură o rezoluție maximă de 0.6 µm, respectiv 3 µm. Scrierile se pot face pe mască (dimensiuni 2.5”-6”) și pe plachete (cu diametru3”). DWL 66fs poate fi folosit pentru fabricare de măști sau pentru expunere directă pe orice material plat acoperit cu fotorezist. [44] Durata fabricării unei măști depinde mai ales de design-ul acesteia (dimensiuni mai mari de 3 µm – două zile, dimensiuni de 1-3 µm durata poate fi de până la 6 zile). [44]

Aliniator de măști pentru ambele părți – MA6/BA 6 (Suss MicroTec, Germany)

Este un echipament pentru aliniere/expunere nanolitografie și nanoimprimare, realizând alinierea expunerii pe ambele fețe și nanoimprimare 4”-6”. [44]

Caracteristici [44]:

Gama de aliniere: X ± 10 mm, Y ± 5 mm, Θ ± 5º [44]

Aliniere în partea superioară (TSA – Top Side Alignment) cu ajutorul unui microscop optic [44]

Aliniere în partea inferioară cu ajutorul unor camere LCD cu rezoluție mare, 0.1 µm [44]

Sistem Îmbunătățit de Stocare a Imaginilor ( EISS – Enhanced Image Storage System) [44]

Spinner – DELTA 10 (Suss MicroTec, Germany)

Acest echipament poate fi folosit pentru plachete cu dimensiuni de 2” – 4” sau pentru fragmente. Viteza de rotație unghiulară: mică la 6000 rpm, programabilă în 10 pași, înclinare programabilă Grosimea stratului depozitat: 1000 Å până la câțiva µm. [44]

Echipamente pentru depunere fizică

Electron Beam Evaporation an DC sputtering system – AUTO 500 (BOC Edwards, UK)

Acest echipament este utilizat pentru depuneri vacuum de filme subțiri de Al, Ni, Cr, Au, Pt etc. utilizând sputtering-ul (pulverizarea catodică) plasmei și/sau evaporarea în fascicul de electroni. Pot fi realizate depuneri multi-strat cu până la 6 tipuri de materiale metalice în același ciclu de vacuum (4 prin fascicul de electroni și 2 prin plasmă), [44].

De asemenea, echipamentul poate încălzi substratul până la 250 ºC și are și o facilitate de curățare a substratului în plasmă, iar grosimea poate fi monitorizată cu o rezoluție de 0.1 nm, [44].

Echipamente pentru gravarea uscată

RIE Plasma Etcher – Etchlab 200 (SENTECH Instruments, Germany)

Etchlab 200 este un echipament de Reactive Ion Etching (RIE) pentru o singură plachetă. Substraturile sunt direct încărcate pe electrodul de substrat după aerisirea și deschiderea reactorului. Controlul procesului poate fi manual sau automat, utilizând software-ul Sentech inclus. Rețeta este controlată direct prin intermediul software-ului, iar concentrația de gaz poate fi stabilită de tehnician, [44].

Aplicațiile configurației standard sunt: gravarea dielectricilor (SiO2, Si3N4), semiconductorilor (Si), polimerilor și metalelor (Au, Pt, Ti, Ni), [44].

Echipamentul are o rată mare de gravare și în același timp o omogenitate superioară a plachetelor rezultate. De asemenea, poate detecta interferometric capetele și poate măsura profunzimea gravării, [44].

DRIE Plasmalab System 100 – ICP Deep Reactive Ion Etching System

Caracteristicile generale cuprind o putere maximă de 5000 W pentru ICP, putere maximă de 300 W pentru electrodul de substrat și controlul temperaturii pentru electrodul de substrat, [44].

Aplicațiile acestui sistem constau în [44]:

Gravare [44]

Proces Bosch pentru siliciu

Proces Criogenic pentru siliciu

Proces Bosch pentru SiC

Procesarea unei singure plachete [44]

Pot fi procesate plachete de 4” sau mai mici [44]

Gaze de proces: SF6, C4H8, Ar [44]

Printre avantajele acestui echipament se numără [44]:

rată de gravare mare pentru ”șanțuri” adânci,

uniformitate mare a gravării,

selectivitate mare pentru fotorezist și măști de SiO2

proces criogenic pentru pereți laterali perfect netezi.

profilul gravării: 90º±1º pentru pereții laterali verticali.

Echipamente pentru procesarea termică

Cuptor – oxidare, difuzie, sinterizare – Lindberg

Acest echipament de procesare termică poate realiza oxidare, difuzie și tratamente termice la temperaturi înalte și presiune atmosferică pentru dimensiuni ale substratului de maxim 4”. Gama de temperaturi în care funcționează este 350±1250 ºC, iar controlul temperaturii se realizează prin termocuple, [44].

Aplicații [44]:

Procese de depunere din sursă lichidă POCl3;

Procese de depunere din sursă solidă BN, B+, P+;

Oxidare uscată și Oxidare umedă (oxidare utilizând sistemul de barbotare a apei);

Procese de aliniere/sinterizare;

Difuzie în stare solidă;

Procese CVD (Chemical Vapor Deposition);

Tratament termic în atmosferă gazoasă de oxidare, reducere, inertă și formatoare.

Echipamente pentru caracterizare

Microscop optic Leica DM LM [44]

Microscop trinocular / rotire 360º, înclinație 30º

Sistem de iluminare cu tungsten (bec cu filament)

Obiective: 5x, 10x, 20x, 50x, 100x

Oculare cu putere de mărire 10x

Butoane pentru focalizare pentru focus rapid și focus fin pe ambele părți

Oculare reglabile pentru distanța interpupilară și dioptrii

Platformă mecanică glisantă cu deplasare X-Y

Microscop optic Euromex (Holland) [44]

Microscop trinocular / rotire 360º, înclinație 30º

Sistem de iluminare UV sau vizibil

Obiective: 4x, 10x, 40x

Oculare cu putere de mărire 10x

Butoane pentru focalizare pentru focus rapid și focus fin pe ambele părți

Oculare reglabile pentru distanța interpupilară și dioptrii

Platformă mecanică glisantă cu deplasare X-Y

Goniometru Theta Lite Attension produs de KSV Instruments

Goniometrul Theta Lite este un echipament compact pentru măsurători optice. Poate fi folosit pentru a măsura unghiuri de contact și energia liberă de suprafață.

Softul atasat, OneAttension, analizează forma picăturilor cu ajutorul ecuației Young-Laplace și calculează precis unghiul de contact, [44].

Microscop Electronic cu Scanare – SEM – Vega II LMU (TESCAN s.r.o) [44]

Filament încălzit de tungsten

Rezoluție maximă 5 nm la 30 kV

Mod de operare vacuum scăzut (până la 250 Pa)

Detector SE (Scattered Electron) și BSE (Back-Scattered Electron)

Field Emission Gun Scanning Electron Microscope (FEG-SEM) – Microscop Electronic cu Scanare (SEM) – Nova NanoSEM 630 (FEI Company, USA)

FEI Nova NanoSEM 630 este un echipament de cercetare la scară nanometrică de înaltă calitate utilizat pentru o varietate de aplicație care implică o caracterizare, analiză, prototipare și pregătire a problelor. Prezintă o rezoluție superioară la tensiune joasă și imagistică de suprafață cu senzitivitate mare, [44].

De asemenea, Nova NanoSEM 630 prezintă capacități imagistice la vacuum scăzut pentru o caracterizare deosebită la scară nanometrică pe materiale care se încarcă și/sau materiale contaminante. O altă caracteristică a sistemului este un set extins de unelte pentru nanoprototipare care include un generator digital de pattern on-board și software dedicat de patternare și sisteme de injecție a gazelor pentru fascicul direct de electroni pentru scrierea nanostructurilor. Aplicațiile acestui echipament sunt pentru o varietate de materiale precum metale, materiale magnetice, nanoparticule și pulberi, nano-tuburi și –fire, materiale poroase (siliciu), substraturi de sticlă, materiale organice, filme de diamant, secțiuni transversale etc. [44]:

Cercetare [44]

Pregătirea Materialelor și Probelor

Nanoprototipare și Nanometrologie

Testarea Dispozitivelor și Caracterizare

Industrie [44]

Detectarea particulelor și caracterizare

Pregătirea Probelor

Semiconductor și stocarea datelor [44]

Editarea circuitelor [44]

Analiza defectelor [44]

Detectarea particulelor și Caracterizare Pregătirea probelor – Siciliu poros acoperit cu particule de aur