Bio-MEMS

Bio-MEMS es una abreviatura de sistemas microelectromecánicos biomédicos (o biológicos) . Los bio-MEMS tienen una superposición considerable, y a veces se consideran sinónimos, de laboratorio en un chip (LOC) y sistemas de análisis micro total (μTAS) . Los bio-MEMS suelen centrarse más en piezas mecánicas y tecnologías de microfabricación adecuadas para aplicaciones biológicas. Por otro lado, el laboratorio en un chip se ocupa de la miniaturización e integración de procesos y experimentos de laboratorio en chips individuales (a menudo microfluídicos ). En esta definición, los dispositivos de laboratorio en un chip no tienen estrictamente aplicaciones biológicas, aunque la mayoría las tienen o son susceptibles de ser adaptadas para fines biológicos. De manera similar, los sistemas de análisis micro total pueden no tener aplicaciones biológicas en mente y generalmente están dedicados al análisis químico . Se puede utilizar una definición amplia de bio-MEMS para referirse a la ciencia y tecnología de operar a microescala para aplicaciones biológicas y biomédicas, que pueden incluir o no funciones electrónicas o mecánicas. ^[2] La naturaleza interdisciplinaria de los bio-MEMS combina las ciencias de los materiales , las ciencias clínicas , la medicina , la cirugía , la ingeniería eléctrica , la ingeniería mecánica , la ingeniería óptica , la ingeniería química y la ingeniería biomédica . ^[2] Algunas de sus principales aplicaciones incluyen la genómica , la proteómica , el diagnóstico molecular , el diagnóstico en el punto de atención , la ingeniería de tejidos , el análisis de células individuales y los microdispositivos implantables. ^[2]

En 1967, SB Carter informó sobre el uso de islas de paladio evaporadas a la sombra para la unión de células . ^[3] Después de este primer estudio bio-MEMS, el desarrollo posterior en el campo fue lento durante unos 20 años. ^[3] En 1985, Unipath Inc. comercializó ClearBlue , una prueba de embarazo que todavía se utiliza hoy en día y que puede considerarse el primer dispositivo microfluídico que contiene papel y el primer producto microfluídico en comercializarse. ^[3] En 1990, Andreas Manz y H. Michael Widmer de Ciba-Geigy (ahora Novartis ), Suiza, acuñaron por primera vez el término sistema de análisis total micro (μTAS) en su artículo seminal que proponía el uso de sistemas de análisis químico total miniaturizados para detección química. ^[4] Ha habido tres factores motivadores principales detrás del concepto de μTAS. ^[3] En primer lugar, el descubrimiento de fármacos en las últimas décadas hasta la década de 1990 había sido limitado debido al tiempo y el costo de ejecutar muchos análisis cromatográficos en paralelo en equipos macroscópicos . ^[3] En segundo lugar, el Proyecto Genoma Humano (PGH) , que comenzó en octubre de 1990, creó una demanda de mejoras en la capacidad de secuenciación de ADN . ^[3] La electroforesis capilar se convirtió así en un foco para la separación química y de ADN. ^[3] En tercer lugar, DARPA del Departamento de Defensa de los EE. UU. apoyó una serie de programas de investigación microfluídica en la década de 1990 después de darse cuenta de que existía la necesidad de desarrollar microsistemas desplegables en el campo para la detección de agentes químicos y biológicos que eran amenazas militares y terroristas potenciales . ^[5] Los investigadores comenzaron a utilizar equipos de fotolitografía para la microfabricación de sistemas microelectromecánicos (MEMS) heredados de la industria de la microelectrónica . ^[3] En ese momento, la aplicación de MEMS a la biología era limitada porque esta tecnología estaba optimizada para obleas de silicio o vidrio y utilizaba fotorresistencias basadas en solventes que no eran compatibles con el material biológico. ^[3] En 1993, George M. Whitesides , un químico de Harvard , introdujo el PDMS de bajo costo.-microfabricación basada en nanopartículas, lo que revolucionó el campo de los bio-MEMS. ^[3] Desde entonces, el campo de los bio-MEMS ha explotado. Entre los principales logros técnicos seleccionados durante el desarrollo de los bio-MEMS en la década de 1990 se incluyen:

• En 1991 se desarrolló el primer chip de oligonucleótidos ^[6]
• En 1998, se desarrollaron las primeras microagujas sólidas para la administración de fármacos ^[7]
• En 1998, se desarrolló el primer chip de reacción en cadena de la polimerasa de flujo continuo ^[8]
• En 1999, la primera demostración de flujos laminares heterogéneos para el tratamiento selectivo de células en microcanales ^[9]

Hoy en día, los hidrogeles como la agarosa , las fotorresistencias biocompatibles y el autoensamblaje son áreas clave de investigación para mejorar los bio-MEMS como reemplazos o complementos de los PDMS . ^[3]

Las técnicas de micromaquinado convencionales, como el grabado húmedo , el grabado seco, el grabado iónico reactivo profundo, la pulverización catódica , la unión anódica y la unión por fusión , se han utilizado en bio-MEMS para fabricar canales de flujo , sensores de flujo , detectores químicos, capilares de separación, mezcladores, filtros , microbombas y válvulas. ^[10] Sin embargo, existen algunas desventajas en el uso de dispositivos basados ​​en silicio en aplicaciones biomédicas, como su alto costo y bioincompatibilidad . ^[10] Debido a que son de un solo uso, más grandes que sus contrapartes MEMS y el requisito de instalaciones de sala limpia , los altos costos de material y procesamiento hacen que los bio-MEMS basados ​​en silicio sean menos atractivos económicamente. ^[10] In vivo , los bio-MEMS basados ​​en silicio se pueden funcionalizar fácilmente para minimizar la adsorción de proteínas , pero la fragilidad del silicio sigue siendo un problema importante. ^[10]

El uso de plásticos y polímeros en bio-MEMS es atractivo porque se pueden fabricar fácilmente, son compatibles con métodos de micromaquinado y prototipado rápido , y tienen un bajo costo. ^{[10] [11]} Muchos polímeros también son ópticamente transparentes y se pueden integrar en sistemas que utilizan técnicas de detección óptica como fluorescencia , absorbancia UV/Vis o método Raman . ^[11] Además, muchos polímeros son biológicamente compatibles , químicamente inertes a los solventes y eléctricamente aislantes para aplicaciones donde son necesarios campos eléctricos fuertes , como la separación electroforética . ^[10] La química de la superficie de los polímeros también se puede modificar para aplicaciones específicas. ^[10] Específicamente, la superficie de los PDMS se puede irradiar con iones con elementos como magnesio , tantalio y hierro para disminuir la hidrofobicidad de la superficie , lo que permite una mejor adhesión celular en aplicaciones in vivo ^{. [12]} Los polímeros más comunes utilizados en bio-MEMS incluyen PMMA , PDMS , OSTEmer y SU-8 . ^[10]

La manipulación y el modelado a microescala de materiales biológicos como proteínas , células y tejidos se han utilizado en el desarrollo de matrices basadas en células , micromatrices , ingeniería de tejidos basada en microfabricación y órganos artificiales . ^[11] El micropatrón biológico se puede utilizar para el análisis de células individuales de alto rendimiento , ^[14] el control preciso del microambiente celular, así como la integración controlada de células en arquitecturas multicelulares apropiadas para recapitular las condiciones in vivo . ^[15] La fotolitografía , la impresión por microcontacto , la administración microfluídica selectiva y las monocapas autoensambladas son algunos métodos utilizados para modelar moléculas biológicas sobre superficies. ^{[3] [15]} El micropatrón celular se puede realizar utilizando el modelado por microcontacto de proteínas de la matriz extracelular , electroforesis celular , matrices de pinzas ópticas , dielectroforesis y superficies electroquímicamente activas. ^[16]

La microfluídica de papel (a veces llamada laboratorio en papel) es el uso de sustratos de papel en microfabricación para manipular el flujo de fluidos para diferentes aplicaciones. ^{[3] [17]} La ​​microfluídica de papel se ha aplicado en electroforesis de papel e inmunoensayos , siendo el más notable la prueba de embarazo comercializada, ClearBlue. ^[3] Las ventajas de usar papel para microfluídica y electroforesis en bio-MEMS incluyen su bajo costo, biodegradabilidad y acción de absorción natural. ^[3] Una desventaja grave de la microfluídica basada en papel es la dependencia de la tasa de absorción de las condiciones ambientales, como la temperatura y la humedad relativa. ^[18] Los dispositivos analíticos basados ​​en papel son particularmente atractivos para los diagnósticos en el punto de atención en los países en desarrollo, tanto por el bajo costo del material como por el énfasis en los ensayos colorimétricos que permiten a los profesionales médicos interpretar fácilmente los resultados a simple vista. ^[18] En comparación con los canales microfluídicos tradicionales, los microcanales de papel son accesibles para la introducción de muestras (especialmente muestras de estilo forense como fluidos corporales y tierra), así como sus propiedades de filtrado naturales que excluyen restos celulares, suciedad y otras impurezas en las muestras. ^[3] Las réplicas basadas en papel han demostrado la misma eficacia en la realización de operaciones microfluídicas comunes como el enfoque hidrodinámico , la extracción molecular basada en el tamaño, la micromezcla y la dilución; las microplacas comunes de 96 y 384 pocillos para el manejo y análisis automatizado de líquidos se han reproducido a través de fotolitografía en papel para lograr un perfil más delgado y un menor costo del material manteniendo la compatibilidad con los lectores de microplacas convencionales. ^{[19] [20]} Las técnicas para el micropatrón de papel incluyen la fotolitografía , el corte por láser , la impresión por inyección de tinta, el tratamiento con plasma y el patrón de cera. ^{[3] [17]}

La electrocinética se ha explotado en bio-MEMS para separar mezclas de moléculas y células utilizando campos eléctricos. En la electroforesis , una especie cargada en un líquido se mueve bajo la influencia de un campo eléctrico aplicado . ^[3] La electroforesis se ha utilizado para fraccionar iones pequeños , moléculas orgánicas cargadas, proteínas y ADN . ^[3] La electroforesis y la microfluídica son altamente sinérgicas porque es posible utilizar voltajes más altos en microcanales debido a una eliminación de calor más rápida . ^[3] El enfoque isoeléctrico es la separación de proteínas, orgánulos y células con diferentes puntos isoeléctricos . ^[3] El enfoque isoeléctrico requiere un gradiente de pH (generalmente generado con electrodos ) perpendicular a la dirección del flujo. ^[3] La clasificación y el enfoque de las especies de interés se logra porque una fuerza electroforética provoca una migración perpendicular hasta que fluye a lo largo de sus respectivos puntos isoeléctricos. ^[3] La dielectroforesis es el movimiento de partículas sin carga debido a la polarización inducida por campos eléctricos no uniformes. La dielectroforesis se puede utilizar en bio-MEMS para trampas de dielectroforesis, concentrando partículas específicas en puntos específicos de las superficies y desviando partículas de una corriente de flujo a otra para una concentración dinámica. ^[3]

La microfluídica se refiere a sistemas que manipulan pequeñas cantidades (μL, nL, pL, fL) de fluidos en sustratos microfabricados. Los enfoques microfluídicos para bio-MEMS confieren varias ventajas:

• El flujo en microcanales es laminar, lo que permite el tratamiento selectivo de las células en los microcanales, ^[9] el modelado matemático de los patrones de flujo y concentraciones , así como predicciones cuantitativas del entorno biológico de las células y las reacciones bioquímicas ^[3].
• Las características microfluídicas se pueden fabricar a escala celular o más pequeña, lo que permite la investigación de fenómenos (sub)celulares, la siembra y clasificación de células individuales y la recapitulación de parámetros fisiológicos ^[3].
• La integración de la microelectrónica , la micromecánica y la microóptica en la misma plataforma permite el control automatizado del dispositivo , lo que reduce el error humano y los costos de operación ^[3].
• La tecnología de microfluidos es relativamente económica debido a la fabricación por lotes y al alto rendimiento (paralelización y redundancia). Esto permite la producción de chips desechables o de un solo uso para una mayor facilidad de uso y una menor probabilidad de contaminación cruzada biológica , así como la creación rápida de prototipos ^{[3] [11]}
• Los dispositivos microfluídicos consumen cantidades mucho menores de reactivos , pueden fabricarse para requerir solo una pequeña cantidad de analitos para la detección química, requieren menos tiempo para que se completen los procesos y reacciones y producen menos desechos que los dispositivos y experimentos macrofluídicos convencionales ^[3].
• Un embalaje adecuado de los dispositivos microfluídicos puede hacerlos adecuados para aplicaciones portátiles, implantes y aplicaciones vestibles en países en desarrollo ^[3]

Un enfoque interesante que combina fenómenos electrocinéticos y microfluídicos es la microfluídica digital . En la microfluídica digital, la superficie de un sustrato se microestampa con electrodos y se activa de forma selectiva. ^[3] La manipulación de pequeñas gotas de fluido se produce mediante electrohumectación , que es el fenómeno en el que un campo eléctrico cambia la humectabilidad de una gota de electrolito sobre una superficie. ^[3]

Los métodos litográficos para la fabricación de dispositivos microfluídicos son ineficaces para formar los mecanismos de tipo tornillo utilizados en válvulas a macroescala. ^[23] Por lo tanto, los dispositivos microfluídicos requieren técnicas de control de flujo alternativas, varias de las cuales son populares actualmente:

Un método económico para producir válvulas con tiempos de actuación rápidos y restricción de flujo variable es la litografía blanda multicapa (MSL). ^[24] Las válvulas producidas a través de esta técnica de fabricación se denominan válvulas Quake, porque fueron creadas por primera vez en el laboratorio de Stephen Quake en la Universidad de Stanford . El esquema básico implica dos conductos de flujo perpendiculares separados por una membrana elastomérica impermeable en su intersección. El flujo de aire controlado pasa a través de un conducto mientras que el fluido de proceso pasa a través del otro. Un gradiente de presión entre los dos conductos, que se ajusta cambiando el caudal de aire de control, hace que la membrana se deforme y obstruya el flujo en el canal de proceso. ^[24] En MSL, los canales tanto para el fluido de proceso como para el fluido de control se moldean a partir de un molde elastomérico , lo que lo convierte en un proceso de fabricación completamente aditivo.

Las válvulas de hielo funcionan transportando calor fuera de una sola porción de un canal de flujo, lo que hace que el fluido se solidifique y detenga el flujo a través de esa región. Las unidades termoeléctricas (TE) se utilizan para transportar el calor fuera del tapón. ^[23] Debido a la diferencia de temperatura limitada que pueden proporcionar las unidades TE, a menudo se encadenan varias en serie para producir temperaturas bajo cero en la interfaz sustrato-fluido, lo que permite un enfriamiento más rápido. La tecnología de válvulas de hielo de última generación actual presenta tiempos de cierre cortos (0,37 s a 10 μL/min) y también funciona a altas velocidades de flujo (1150 μL/min). ^{[23] Las válvulas de hielo se introdujeron por primera vez en 1995, donde se utilizó} dióxido de carbono líquido presurizado como agente de enfriamiento.

Las válvulas de tornillo mecánicas prefabricadas y las válvulas solenoides no requieren procesos avanzados de microfabricación y son fáciles de implementar en materiales de sustrato blando como PDMS . ^[25] Las válvulas de tornillo, a diferencia de las válvulas Quake y de hielo, mantienen su nivel de restricción de flujo sin entrada de energía y, por lo tanto, son ideales para situaciones en las que la posición de la válvula puede permanecer mayormente constante y la actuación por parte de un operador humano es aceptable. ^[25] Las válvulas solenoides electromagnéticas tienen tiempos de actuación similares en comparación con las válvulas Quake, pero tienen huellas más grandes y no están integradas en el sustrato del dispositivo. ^[25] Esto es un problema cuando las dimensiones del dispositivo son un problema, como en los dispositivos implantables.

A pesar del hecho de que los tiempos de difusión son significativamente más cortos en los sistemas microfluídicos debido a las pequeñas escalas de longitud, aún existen desafíos para eliminar los gradientes de concentración en las escalas de tiempo requeridas para las tecnologías microfluídicas. ^[26]

La sonicación se emplea a menudo para proporcionar una mezcla local de corrientes mediante la generación de acústica de energía ultraalta. ^[26] Los chips microfluídicos que utilizan mezcla por sonicación pueden tener transductores ultrasónicos tanto integrados como ubicados externamente. ^[27] La ​​sonicación también se utiliza ampliamente para la lisis celular y la homogeneización en sistemas macro y microfluídicos. El mecanismo principal de lisis celular por sonicación es el intenso calentamiento local y las fuerzas de corte . ^[27]

En un elemento de mezcla pasivo, la mezcla se logra mediante la redistribución temporal y espacial del flujo laminar entrante mediante el uso de conductos paralelos de longitud y/o diámetro de trayectoria variable. ^[26] El resultado neto de tener una variedad de canales de flujo paralelos de longitud variable es que el material que inicialmente se encuentra en el borde del perfil de flujo laminar se puede redistribuir repetidamente al borde opuesto, acortando así drásticamente la escala de longitud de difusión característica. ^[26]

Los biosensores son dispositivos que consisten en un sistema de reconocimiento biológico, llamado biorreceptor, y un transductor . ^[28] La interacción del analito con el biorreceptor provoca un efecto que el transductor puede convertir en una medición, como una señal eléctrica . ^[28] Los biorreceptores más comunes utilizados en la biodetección se basan en interacciones anticuerpo-antígeno , interacciones de ácidos nucleicos , interacciones enzimáticas , interacciones celulares e interacciones que utilizan materiales biomiméticos . ^[28] Las técnicas comunes de transductores incluyen detección mecánica, detección eléctrica y detección óptica. ^{[11] [28]}

La detección mecánica en bio-MEMS se logra a través de voladizos de micro y nanoescala para detección de tensión y detección de masa, ^[11] o placas o membranas de micro y nanoescala. ^[29] En la detección de tensión, la reacción bioquímica se realiza selectivamente en un lado del voladizo para provocar un cambio en la energía libre de la superficie . ^[11] Esto da como resultado una flexión del voladizo que se puede medir ópticamente ( reflexión láser en un detector de cuatro posiciones) o eléctricamente ( resistencia piezoeléctrica en el borde fijo del voladizo) debido a un cambio en la tensión superficial. ^[11] En la detección de masa, el voladizo vibra a su frecuencia de resonancia medida eléctrica u ópticamente. ^[11] Cuando tiene lugar una reacción bioquímica y se captura en el voladizo, la masa del voladizo cambia, al igual que la frecuencia de resonancia. ^[11] Sin embargo, el análisis de estos datos puede ser un poco menos sencillo, ya que también se ha descubierto que la adsorción de la muestra al voladizo cambia el módulo de Young del voladizo. ^[30] Cambiar la rigidez del voladizo también cambiará su frecuencia de resonancia y, por lo tanto, el ruido en la señal de oscilación debe analizarse para determinar si la frecuencia de resonancia también es una función del cambio de elasticidad. ^[30] Un uso común de esta técnica es detectar desajustes de nucleótidos en el ADN porque la variación en la masa causada por la presencia de una base incorrecta es suficiente para cambiar la frecuencia de resonancia del voladizo y registrar una señal. ^[11] La detección de masa no es tan efectiva en fluidos porque la masa mínima detectable es mucho mayor en medios amortiguados . ^[11] Las resistencias de microcanal suspendidas son un tipo especial de diseño de voladizo que puede solucionar esta limitación utilizando canales microfluídicos dentro del voladizo. ^[31] Estos canales pueden mover muestras in situ por el voladizo sin sumergirlo, lo que afecta mínimamente su oscilación. Sin embargo, esta tecnología está en sus primeras etapas y aún no se puede utilizar más allá de unas pocas aplicaciones limitadas. ^[31] La ventaja de utilizar sensores en voladizo es que no es necesario que haya una etiqueta detectable ópticamente en el analito o los biorreceptores. ^[11]

La detección eléctrica y electroquímica se adapta fácilmente para la portabilidad y miniaturización , especialmente en comparación con la detección óptica. ^[11] En los biosensores amperométricos , una reacción redox catalizada por enzimas provoca una corriente de electrones redox que se mide mediante un electrodo de trabajo. ^[11] Los biosensores amperométricos se han utilizado en bio-MEMS para la detección de glucosa , galactosa , lactosa , urea y colesterol , así como para aplicaciones en detección de gases e hibridación de ADN . ^[11] En los biosensores potenciométricos , las mediciones del potencial eléctrico en un electrodo se realizan en referencia a otro electrodo. ^[11] Los ejemplos de biosensores potenciométricos incluyen transistores de efecto de campo sensibles a iones (ISFET) , transistores de efecto de campo químicos (chem-FET) y sensores potenciométricos direccionables por luz (LAPS) . ^[11] En los biosensores conductimétricos , los cambios en la impedancia eléctrica entre dos electrodos se miden como resultado de una reacción biomolecular. ^[11] Las mediciones conductivas son simples y fáciles de usar porque no hay necesidad de un electrodo de referencia específico, y se han utilizado para detectar sustancias bioquímicas, toxinas , ácidos nucleicos y células bacterianas . ^[11]

Un desafío en la detección óptica es la necesidad de integrar detectores y fotodiodos en un formato portátil miniaturizado en los bio-MEMS. ^[11] La detección óptica incluye técnicas basadas en fluorescencia , técnicas basadas en quimioluminiscencia y resonancia de plasmón de superficie (SPR) . Las técnicas ópticas basadas en fluorescencia utilizan marcadores que emiten luz en longitudes de onda específicas y la presencia o mejora/reducción (por ejemplo, transferencia de energía de resonancia de fluorescencia ) en la señal óptica indica que se ha producido una reacción. ^[11] La detección basada en fluorescencia se ha utilizado en microarreglos y dispositivos de PCR en un chip. ^[11] La quimioluminiscencia es la generación de luz por liberación de energía de una reacción química. ^[11] La bioluminiscencia y la electroquimioluminiscencia son subtipos de quimioluminiscencia. ^{[11] Los sensores de resonancia de plasmón de superficie pueden ser} refractómetros de película delgada o rejillas que miden el comportamiento de resonancia del plasmón de superficie en superficies metálicas o dieléctricas. ^[32] La resonancia cambia cuando las biomoléculas son capturadas o adsorbidas en la superficie del sensor y depende de la concentración del analito así como de sus propiedades. ^[32] La resonancia plasmónica de superficie se ha utilizado en análisis de calidad y seguridad de alimentos , diagnósticos médicos y monitoreo ambiental . ^[32]

Los objetivos de los microarrays genómicos y proteómicos son hacer que el análisis genómico de alto rendimiento sea más rápido y más barato, así como identificar genes activados y sus secuencias. ^[3] Hay muchos tipos diferentes de entidades biológicas utilizadas en microarrays, pero en general el microarray consiste en una colección ordenada de micropuntos, cada uno de los cuales contiene una única especie molecular definida que interactúa con el analito para la prueba simultánea de miles de parámetros en un solo experimento. ^[33] Algunas aplicaciones de los microarrays genómicos y proteómicos son la detección neonatal , la identificación del riesgo de enfermedades y la predicción de la eficacia de la terapia para la medicina personalizada .

Los chips de oligonucleótidos son microarreglos de oligonucleótidos . ^[3] Se pueden utilizar para la detección de mutaciones y el monitoreo de la expresión, y el descubrimiento y mapeo de genes. ^[33] Los principales métodos para crear un microarreglo de oligonucleótidos son mediante almohadillas de gel ( Motorola ), microelectrodos (Nanogen), fotolitografía ( Affymetrix ) y tecnología de inyección de tinta ( Agilent ). ^[33]

• Utilizando almohadillas de gel, los oligonucleótidos prefabricados se adhieren a parches de poliacrilamida activada ^[33]
• Utilizando microelectrodos , el ADN cargado negativamente y las sondas moleculares se pueden concentrar en electrodos energizados para su interacción ^[34]
• Mediante la fotolitografía, se crea un patrón de exposición a la luz sobre el sustrato utilizando una fotomáscara o fotomáscara virtual proyectada desde un dispositivo de microespejo digital . ^{[3] [6]} La luz elimina los grupos protectores fotolábiles de las áreas de exposición seleccionadas. ^[6] Después de la desprotección, los nucleótidos con un grupo protector fotolábil se exponen a toda la superficie y el proceso de acoplamiento químico solo ocurre donde se expuso la luz en el paso anterior. ^[6] Este proceso se puede repetir para sintetizar oligonucleótidos de longitudes relativamente cortas en la superficie, nucleótido por nucleótido. ^[6]
• Utilizando tecnología de inyección de tinta, los nucleótidos se imprimen sobre una superficie gota a gota para formar oligonucleótidos ^[33].

Los microarrays de ADNc se utilizan a menudo para estudios de expresión y detección a gran escala. ^[33] En los microarrays de ADNc, el ARNm de las células se recoge y se convierte en ADNc mediante transcripción inversa. ^[3] Posteriormente, las moléculas de ADNc (cada una correspondiente a un gen) se inmovilizan como puntos de ~100 μm de diámetro en una membrana, vidrio o chip de silicio mediante alfileres metálicos. ^{[3] [33]} Para la detección, el ADNc monocatenario marcado con fluorescencia de las células se hibrida con las moléculas en el microarray y se utiliza una comparación diferencial entre una muestra tratada (marcada en rojo, por ejemplo) y una muestra no tratada (marcada en otro color como el verde) para el análisis. ^[3] Los puntos rojos significan que el gen correspondiente se expresó a un nivel más alto en la muestra tratada. Por el contrario, los puntos verdes significan que el gen correspondiente se expresó a un nivel más alto en la muestra no tratada. Los puntos amarillos, como resultado de la superposición entre los puntos rojos y verdes, significan que el gen correspondiente se expresó relativamente al mismo nivel en ambas muestras, mientras que los puntos oscuros indican que no hubo expresión o que esta fue insignificante en ninguna de las muestras.

La motivación para utilizar microarrays de péptidos y proteínas es, en primer lugar, porque las transcripciones de ARNm a menudo se correlacionan mal con la cantidad real de proteína sintetizada. ^[35] En segundo lugar, los microarrays de ADN no pueden identificar la modificación postraduccional de las proteínas, lo que influye directamente en la función de las proteínas. ^[35] En tercer lugar, algunos fluidos corporales como la orina carecen de ARNm . ^[35] Un microarray de proteínas consiste en una biblioteca de proteínas inmovilizada en un chip de sustrato, generalmente vidrio, silicio, poliestireno , PVDF o nitrocelulosa . ^[35] En general, hay tres tipos de microarrays de proteínas: funcionales, analíticos o de captura y de fase inversa. ^[36]

• Las matrices de proteínas funcionales muestran proteínas plegadas y activas y se utilizan para examinar interacciones moleculares, estudiar vías proteicas, identificar objetivos para modificaciones postraduccionales y analizar actividades enzimáticas . ^[36]
• Las matrices de proteínas analíticas o de captura muestran antígenos y anticuerpos para perfilar la expresión de proteínas o anticuerpos en suero. ^[36] Estas matrices se pueden utilizar para el descubrimiento de biomarcadores , el monitoreo de cantidades de proteínas, el monitoreo de estados de actividad en vías de señalización y el perfil de repertorios de anticuerpos en enfermedades. ^[36]
• Las matrices de proteínas en fase inversa prueban réplicas de lisados ​​celulares y muestras de suero con diferentes anticuerpos para estudiar los cambios en la expresión de proteínas específicas y modificaciones de proteínas durante la progresión de la enfermedad, así como el descubrimiento de biomarcadores . ^[36]

Los microarrays de proteínas tienen condiciones de producción, almacenamiento y experimentación estrictas debido a la baja estabilidad y la necesidad de considerar el plegamiento nativo en las proteínas inmovilizadas. ^[37] Los péptidos, por otro lado, son más resistentes químicamente y pueden retener aspectos parciales de la función de la proteína. ^[37] Como tal, los microarrays de péptidos se han utilizado para complementar los microarrays de proteínas en la investigación y el diagnóstico de proteómica. Los microarrays de proteínas generalmente utilizan Escherichia coli para producir proteínas de interés; mientras que los microarrays de péptidos utilizan la técnica SPOT (síntesis escalonada de péptidos en celulosa) o fotolitografía para producir péptidos. ^{[36] [37]}

La reacción en cadena de la polimerasa (PCR) es una técnica fundamental de biología molecular que permite la amplificación selectiva de secuencias de ADN , lo que es útil para el uso ampliado de muestras raras, por ejemplo: células madre, biopsias, células tumorales circulantes. ^[3] La reacción implica el ciclado térmico de la secuencia de ADN y la ADN polimerasa a través de tres temperaturas diferentes. El calentamiento y el enfriamiento en los dispositivos de PCR convencionales consumen mucho tiempo y las reacciones de PCR típicas pueden tardar horas en completarse. ^[39] Otras desventajas de la PCR convencional son el alto consumo de reactivos costosos, la preferencia por amplificar fragmentos cortos y la producción de moléculas quiméricas cortas. ^[39] Los chips de PCR sirven para miniaturizar el entorno de reacción para lograr una transferencia de calor rápida y una mezcla rápida debido a la mayor relación superficie-volumen y las distancias de difusión cortas . ^[39] Las ventajas de los chips de PCR incluyen un tiempo de ciclado térmico más corto, una temperatura más uniforme que mejora el rendimiento y la portabilidad para aplicaciones en el punto de atención. ^[39] Dos desafíos en los chips de PCR microfluídicos son la inhibición de PCR y la contaminación debido a la gran relación superficie-volumen que aumenta las interacciones superficie-reactivo. ^[39] Por ejemplo, los sustratos de silicio tienen buena conductividad térmica para calentar y enfriar rápidamente, pero pueden envenenar la reacción de la polimerasa. ^[3] Los sustratos de silicio también son opacos, lo que prohíbe la detección óptica para qPCR, y eléctricamente conductores, lo que impide el transporte electroforético a través de los canales. ^[40] Mientras tanto, el vidrio es un material ideal para la electroforesis pero también inhibe la reacción. ^[40] Los polímeros, particularmente el PDMS , son ópticamente transparentes, no inhibidores, y se pueden usar para recubrir un canal de vidrio electroforético. ^[40] También existen varios otros tratamientos de superficie, incluidos polietilenglicol, albúmina de suero bovino y dióxido de silicio. ^[40] Existen arquitecturas de chip estacionarias (basadas en cámaras), dinámicas (basadas en flujo continuo) y de microgotas ( PCR digital ). ^[3]

• La arquitectura basada en cámaras es el resultado de la reducción de los reactores PCR convencionales, que es difícil de ampliar. ^{[3] Se ha desarrollado un dispositivo} PDMS de vidrio de cuatro capas utilizando esta arquitectura que integra microválvulas, microcalentadores, sensores de temperatura, cámaras de reacción de 380 nL y canales de electroforesis capilar para la reacción en cadena de la polimerasa con transcripción inversa (RT-PCR) que tiene una sensibilidad de detección attomolar . ^[41]
• La arquitectura basada en flujo continuo mueve la muestra a través de diferentes zonas de temperatura para lograr el ciclado térmico . ^[39] Este enfoque utiliza menos energía y tiene un alto rendimiento, pero tiene un gran consumo de reactivos y pueden formarse burbujas de gas dentro de los canales de flujo. ^[3]
• La PCR digital elimina la adsorción y contaminación de la superficie de la muestra/reactivo al realizar la PCR en microgotas o microcámaras. ^[39] La PCR en gotas también evita la recombinación de fragmentos de genes homólogos, por lo que se elimina la síntesis de productos quiméricos cortos. ^[39]

La capacidad de realizar diagnósticos médicos en la cabecera del paciente o en el punto de atención es importante en la atención sanitaria, especialmente en los países en desarrollo donde el acceso a hospitales centralizados es limitado y prohibitivamente caro. Con este fin, se han desarrollado bio-MEMS de diagnóstico en el punto de atención para tomar muestras de saliva, sangre u orina y, en un enfoque integrado, realizar el preacondicionamiento de la muestra, el fraccionamiento de la muestra, la amplificación de la señal, la detección de analitos, el análisis de datos y la visualización de los resultados. ^[3] En particular, la sangre es una muestra biológica muy común porque circula por el cuerpo cada pocos minutos y su contenido puede indicar muchos aspectos de la salud. ^[3]

En el análisis de sangre, los glóbulos blancos , las plaquetas , las bacterias y el plasma deben separarse. ^[3] Los tamices, los vertederos, el confinamiento inercial y los dispositivos de desviación del flujo son algunos de los enfoques utilizados en la preparación del plasma sanguíneo para el análisis libre de células. ^[3] Los tamices se pueden microfabricar con columnas o postes de alta relación de aspecto, pero solo son adecuados para cargas bajas para evitar obstrucciones con células. ^[3] Los vertederos son secciones poco profundas similares a mesas que se utilizan para restringir el flujo a ranuras estrechas entre capas sin postes. ^[3] Una ventaja de usar vertederos es que la ausencia de postes permite un reciclaje más efectivo del retenido para que fluya a través del filtro para lavar las células obstruidas. ^[3] Se utilizan perlas magnéticas para ayudar en la separación de analitos. Estas perlas microscópicas se funcionalizan con moléculas objetivo y se mueven a través de canales microfluídicos utilizando un campo magnético variable. ^[42] Esto sirve como un método rápido para recolectar objetivos para el análisis. Una vez completado este proceso, se aplica un campo magnético estacionario fuerte para inmovilizar las perlas unidas al objetivo y lavar las perlas no unidas. ^[42] El filtro H es un dispositivo microfluídico con dos entradas y dos salidas que aprovecha el flujo laminar y la difusión para separar los componentes que se difunden a través de la interfaz entre dos corrientes de entrada. ^[3] Al controlar la velocidad de flujo, la distancia de difusión y el tiempo de residencia del fluido en el filtro, las células se excluyen del filtrado en virtud de su velocidad de difusión más lenta. ^[3] El filtro H no se obstruye y puede funcionar indefinidamente, pero los analitos se diluyen por un factor de dos. ^[3] Para el análisis celular, las células se pueden estudiar intactas o después de la lisis . ^[3] Se puede introducir una corriente de tampón lítico junto con una corriente que contiene células y, por difusión, induce la lisis antes de un análisis posterior. ^[3] El análisis celular generalmente se realiza mediante citometría de flujo y se puede implementar en microfluídica con velocidades de fluido más bajas y menor rendimiento que sus contrapartes macroscópicas convencionales. ^[3]

La separación de muestras mediante microfluidos se puede lograr mediante electroforesis capilar o separación de flujo continuo. ^[3] En la electroforesis capilar, un tubo largo y delgado separa los analitos por voltaje a medida que migran por flujo electroosmótico . ^[3] Para la separación de flujo continuo, la idea general es aplicar un campo en un ángulo con respecto a la dirección del flujo para desviar la trayectoria del flujo de la muestra hacia diferentes canales. ^[3] Los ejemplos de técnicas de separación de flujo continuo incluyen electroforesis de flujo continuo, enfoque isoeléctrico , separaciones magnéticas de flujo continuo y tamizado molecular . ^[3]

• La mayoría de los dispositivos de diagnóstico que se comercializan sólo pueden detectar una enfermedad. Además, la mayoría de ellos son de salida binaria (sí/no) sin información matizada sobre el estado del paciente. Por ello, además de desarrollar pruebas para más enfermedades, los científicos están trabajando actualmente para ampliar la complejidad de estos dispositivos, con el fin de aumentar su utilidad. ^[43]
• Es difícil fabricar dispositivos de diagnóstico MEMS fuera del laboratorio. Gran parte de la investigación sobre estos dispositivos se lleva a cabo en laboratorios con clima controlado, donde los dispositivos pueden probarse poco después de su producción. Sin embargo, como muchos de estos dispositivos se utilizan para detectar enfermedades tropicales, deben ser lo suficientemente resistentes para sobrevivir en condiciones cálidas y húmedas. También deben almacenarse durante largos períodos desde el momento de la producción hasta el momento de su uso. ^[43]
• La financiación para la investigación de enfermedades tropicales es escasa. Además, hay muchos obstáculos regulatorios que deben superarse antes de que se apruebe un dispositivo médico, lo que puede costar decenas de millones de dólares. Por lo tanto, las empresas que se centran en las enfermedades tropicales a menudo deben combinar sus objetivos de investigación sobre enfermedades tropicales con la investigación en otras áreas de investigación médica mejor financiadas. ^[43]

El trabajo de Z. Hugh Fan y su equipo en la Universidad de Florida implica el uso de secuencias de ácidos nucleicos que se unen a ligandos conocidas como aptámeros , que se adhieren a los canales de dispositivos microfluídicos para aislar varios tipos de CTC en función de sus especificidades (Fan et al., 2013). Otros avances notables incluyen la creación de superficies nano-Velcro por el equipo de Hsian-Rong Tseng en UCLA, diseñadas para mejorar la eficiencia de captura de células a través de mallas de fibra de polímero nanoestructuradas (Tseng et al., 2012), y el desarrollo de canales sinusoidales por el grupo de Steven A. Soper en UNC Chapel Hill , que mejora la captura de células a través de modificaciones geométricas (Soper et al., 2011). Estas innovaciones mejoran colectivamente la sensibilidad y especificidad de la detección de CTC, proporcionando herramientas valiosas para el pronóstico y el tratamiento del cáncer. ^[44]

La tecnología convencional de cultivo celular no puede permitir de manera eficiente la prueba combinatoria de candidatos a fármacos, factores de crecimiento , neuropéptidos , genes y retrovirus en un medio de cultivo celular. ^[3] Debido a la necesidad de alimentar periódicamente las células con medio fresco y realizar pases, incluso probar algunas condiciones requiere una gran cantidad de células y suministros, incubadoras costosas y voluminosas , grandes volúmenes de líquido (~0,1 – 2 mL por muestra) y una tediosa mano de obra humana. ^[3] El requisito de mano de obra humana también limita la cantidad y la duración entre los puntos de tiempo para los experimentos. Los cultivos celulares microfluídicos son potencialmente una gran mejora porque se pueden automatizar, además de producir un menor costo general, un mayor rendimiento y descripciones más cuantitativas de la variabilidad del comportamiento de una sola célula. ^[14] Al incluir sistemas de intercambio de gases y control de temperatura en el chip, el cultivo celular microfluídico puede eliminar la necesidad de incubadoras y campanas de cultivo de tejidos . ^[3] Sin embargo, este tipo de operación de cultivo celular microfluídico continuo también presenta sus propios desafíos únicos. El control de flujo es importante cuando se siembran células en microcanales porque el flujo debe detenerse después de la inyección inicial de suspensión celular para que las células se adhieran o queden atrapadas en micropocillos, trampas dielectroforéticas, trampas micromagnéticas o trampas hidrodinámicas . ^[3] Posteriormente, el flujo debe reanudarse de una manera que no produzca grandes fuerzas que corten las células del sustrato. ^[3] La dispensación de fluidos mediante pipeteo manual o robótico se puede reemplazar con microbombas y microválvulas, donde la medición de fluidos es sencilla de determinar en oposición a los sistemas de flujo continuo por micromezcladores. ^[3] Se ha desarrollado un sistema de cultivo celular microfluídico completamente automatizado para estudiar la diferenciación osteogénica de células madre embrionarias humanas . ^[45] También se ha desarrollado una incubadora de cultivo celular microfluídica portátil capaz de calentar y bombear soluciones de cultivo celular. ^[46] Debido a la reducción de volumen en cultivos microfluídicos , las concentraciones recolectadas son más altas para mejores mediciones de la relación señal-ruido , pero la recolección y detección es correspondientemente más difícil. ^[3] Ensayos de microscopía in situLos cultivos celulares con microfluidos pueden ayudar en este sentido, pero tienen un rendimiento inherentemente menor debido a que la sonda del microscopio tiene solo un pequeño campo de visión. ^[3] La plataforma Berkeley Lights Beacon ha resuelto el problema de la recolección y detección al realizar un cultivo microfluídico en una matriz de fotoconductores que se pueden activar optoeléctricamente para manipular células en todo el chip. ^[47] Esta plataforma ha sido adoptada por Amgen y Novartis para el desarrollo de líneas celulares en la industria biofarmacéutica. Los cocultivos con micropatrones también han contribuido a los bio-MEMS para la ingeniería de tejidos para recapitular las condiciones in vivo y la estructura natural en 3D. Específicamente, los hepatocitos se han modelado para cocultivarse en densidades celulares específicas con fibroblastos para mantener funciones específicas del hígado, como la secreción de albúmina , la síntesis de urea y la desintoxicación de p450 . ^[48] ​​De manera similar, la integración de microfluidos con cocultivos micropatronizados ha permitido modelar órganos donde interactúan múltiples tejidos vascularizados, como la barrera hematoencefálica y los pulmones. ^[3] Las funciones pulmonares a nivel de órgano se han reconstituido en dispositivos de pulmón en un chip donde una membrana porosa y la capa de células epiteliales sembradas se estiran cíclicamente mediante el vacío aplicado en microcanales adyacentes para imitar la inhalación . ^[49]

El objetivo de la ingeniería de células madre es poder controlar la diferenciación y la autorrenovación de células madre pluripotenciales para la terapia celular . La diferenciación en células madre depende de muchos factores, incluidos factores solubles y bioquímicos, estrés de corte de fluidos , interacciones célula -ECM , interacciones célula-célula, así como la formación y organización del cuerpo embrionario . ^[51] Los Bio-MEMS se han utilizado para investigar cómo optimizar las condiciones de cultivo y crecimiento de las células madre controlando estos factores. ^[3] El análisis de células madre y su progenie diferenciada se realiza con microarreglos para estudiar cómo los factores de transcripción y los miRNA determinan el destino celular, cómo las modificaciones epigenéticas entre las células madre y sus células hijas afectan los fenotipos , así como para medir y clasificar las células madre por su expresión proteica. ^[51]

La microfluídica puede aprovechar su volumen microscópico y sus características de flujo laminar para el control espaciotemporal de los factores bioquímicos administrados a las células madre. ^[51] Los generadores de gradiente microfluídico se han utilizado para estudiar las relaciones dosis-respuesta . ^[52] El oxígeno es un factor bioquímico importante a considerar en la diferenciación a través de factores de transcripción inducidos por hipoxia (HIF) y vías de señalización relacionadas, sobre todo en el desarrollo de los tejidos sanguíneo, vascular , placentario y óseo. ^[51] Los métodos convencionales para estudiar los efectos del oxígeno se basaban en configurar toda la incubadora a una concentración de oxígeno particular, lo que limitaba el análisis a comparaciones por pares entre condiciones normóxicas e hipóxicas en lugar de la caracterización dependiente de la concentración deseada. ^[51] Las soluciones desarrolladas incluyen el uso de gradientes de oxígeno axiales continuos ^[53] y conjuntos de cámaras de cultivo celular microfluídico separadas por membranas delgadas de PDMS a microcanales llenos de gas . ^[54]

La tensión de corte del fluido es relevante en la diferenciación de células madre de linajes cardiovasculares, así como en la embriogénesis tardía y la organogénesis, como la asimetría izquierda-derecha durante el desarrollo. ^[51] Los estudios a macroescala no permiten el análisis cuantitativo de la tensión de corte para la diferenciación porque se realizan utilizando cámaras de flujo de placas paralelas o aparatos de cono giratorio solo en escenarios de encendido y apagado. ^[51] El flujo de Poiseuille en microfluídica permite que las tensiones de corte varíen sistemáticamente utilizando la geometría del canal y la velocidad de flujo a través de microbombas , como se demuestra mediante el uso de matrices de cámaras de perfusión para células madre mesenquimales y estudios de adhesión de células de fibroblastos . ^{[51] [55]}

Las interacciones célula - ECM inducen cambios en la diferenciación y la auto-renovación por la rigidez del sustrato a través de la mecanotransducción y diferentes integrinas que interactúan con las moléculas de ECM. ^[51] La microformación de patrones de proteínas de ECM mediante impresión por microcontacto, impresión por inyección de tinta y pulverización de máscara se ha utilizado en estudios de interacción célula madre - ECM . ^[51] Se ha descubierto que mediante el uso de la impresión por microcontacto para controlar el área de unión celular , ese cambio en el linaje osteogénico/adipogénico en células madre mesenquimales humanas puede depender de la forma de la célula. ^[56] La microfabricación de micropostes y la medición de su deflexión pueden determinar las fuerzas de tracción ejercidas sobre las células. ^[51] La fotolitografía también se puede utilizar para reticular ECM fotopolimerizable sembrado en células para estudios tridimensionales. ^[57] El uso de microarreglos de ECM para optimizar los efectos combinatorios de colágeno , laminina y fibronectina sobre células madre es más ventajoso que las placas de pocillos convencionales debido a su mayor rendimiento y menor requerimiento de reactivos costosos. ^[58]

El destino celular está regulado tanto por interacciones entre células madre como por interacciones entre células madre y proteínas de membrana . ^[51] Manipular la densidad de siembra celular es una técnica biológica común para controlar las interacciones célula-célula , pero controlar la densidad local es difícil y a menudo es difícil disociar los efectos entre las señales solubles en el medio y las interacciones físicas célula-célula. ^[51] La microformación de patrones de proteínas de adhesión celular se puede utilizar para definir las posiciones espaciales de diferentes células en un sustrato para estudiar la proliferación de células madre humanas. ^[51] Sembrar células madre en micropocillos de PDMS y voltearlas sobre un sustrato u otra capa celular es un método para lograr un control espacial preciso. ^{[59] Las comunicaciones} de unión de hendidura también se han estudiado utilizando microfluídica mediante la cual la presión negativa generada por el flujo de fluido en canales laterales que flanquean un canal central atrapa pares de células que están en contacto directo o separadas por un pequeño espacio. ^[60] Sin embargo, en general, la motilidad no nula y el corto tiempo del ciclo celular de las células madre a menudo alteran la organización espacial impuesta por estas microtecnologías. ^[51]

Los cuerpos embrionarios son una prueba común de pluripotencia in vitro para células madre y su tamaño debe controlarse para inducir la diferenciación dirigida a linajes específicos. ^[51] La formación de alto rendimiento de cuerpos embrionarios de tamaño uniforme con micropocillos y microfluidos permite una fácil recuperación y, lo que es más importante, la ampliación para contextos clínicos. ^{[51] [61]} El control activo de la organización y la arquitectura de las células del cuerpo embrionario también puede dirigir la diferenciación de las células madre utilizando gradientes microfluídicos de factores inductores del endodermo , mesodermo y ectodermo , así como factores de autorrenovación. ^[62]

Las tecnologías de reproducción asistida ayudan a tratar la infertilidad y mejorar genéticamente el ganado. ^[3] Sin embargo, la eficiencia de estas tecnologías en la criopreservación y la producción in vitro de embriones de mamíferos es baja. ^[3] La microfluídica se ha aplicado en estas tecnologías para imitar mejor el microambiente in vivo con superficies topográficas y bioquímicas estampadas para la adhesión celular espaciotemporal controlada, así como la minimización de volúmenes muertos. ^[3] Las microbombas y microválvulas pueden automatizar los tediosos procedimientos de dispensación de fluidos y se pueden integrar varios sensores para el control de calidad en tiempo real . Se han desarrollado dispositivos Bio-MEMS para evaluar la motilidad de los espermatozoides , ^[63] realizar la selección de espermatozoides , ^[64] así como prevenir la poliespermia ^[65] en la fertilización in vitro .

El objetivo de los microelectrodos implantables es interactuar con el sistema nervioso del cuerpo para registrar y enviar señales bioeléctricas para estudiar enfermedades, mejorar prótesis y monitorear parámetros clínicos . ^[3] La microfabricación ha llevado al desarrollo de las sondas Michigan y la matriz de electrodos Utah , que han aumentado los electrodos por unidad de volumen, al tiempo que abordan los problemas de los sustratos gruesos que causan daños durante la implantación y desencadenan la reacción de cuerpo extraño y la encapsulación de electrodos a través de silicio y metales en los electrodos. ^[3] Las sondas Michigan se han utilizado en grabaciones a gran escala y análisis de redes de conjuntos neuronales, ^[66] y la matriz de electrodos Utah se ha utilizado como una interfaz cerebro-computadora para los paralizados. ^[67] Los microelectrodos extracelulares se han diseñado sobre un plástico inflable en forma de hélice en implantes cocleares para mejorar la inserción más profunda y un mejor contacto electrodo-tejido para la transducción de sonidos de alta fidelidad. ^[68] La integración de la microelectrónica en sustratos delgados y flexibles ha llevado al desarrollo de un parche cardíaco que se adhiere a la superficie curvilínea del corazón solo por la tensión superficial para medir la electrofisiología cardíaca , ^[69] y tatuajes electrónicos para medir la temperatura de la piel y la bioelectricidad . ^[70] La grabación inalámbrica de señales electrofisiológicas es posible mediante la adición de un piezocristal a un circuito de dos electrodos de grabación y un solo transistor en un microdispositivo implantado. Un transductor externo emite pulsos de energía ultrasónica que inciden en el piezocristal, y los cambios de voltaje extracelular son retrodispersados ​​ultrasónicamente por el piezocristal, lo que permite la medición. ^[71] Una red de las llamadas motas de "polvo neuronal" puede mapear señales en toda una región del cuerpo donde están implantados los microsensores.

Los bio-MEMS para aplicaciones quirúrgicas pueden mejorar la funcionalidad existente, agregar nuevas capacidades para que los cirujanos desarrollen nuevas técnicas y procedimientos, y mejorar los resultados quirúrgicos al reducir el riesgo y proporcionar retroalimentación en tiempo real durante la operación. ^[72] Las herramientas quirúrgicas micromaquinadas, como fórceps diminutos , matrices de microagujas y desbridadores de tejidos, han sido posibles gracias a las técnicas de microfabricación capa por capa de metal y cerámica para cirugía mínimamente invasiva y cirugía robótica . ^{[3] [72]} La incorporación de sensores en las herramientas quirúrgicas también permite la retroalimentación táctil para el cirujano, la identificación del tipo de tejido a través de la tensión y la densidad durante las operaciones de corte, y la cateterización de diagnóstico para medir los flujos sanguíneos , las presiones, las temperaturas , el contenido de oxígeno y las concentraciones químicas. ^{[3] [72]}

Las microagujas, los sistemas de formulación y los sistemas implantables son bio-MEMS aplicables a la administración de fármacos . ^[73] Las microagujas de aproximadamente 100 μm pueden penetrar la barrera cutánea y administrar fármacos a las células subyacentes y al líquido intersticial con un daño tisular reducido, un dolor reducido y sin sangrado. ^{[3] [73]} Las microagujas también se pueden integrar con microfluidos para la carga o multiplexación automatizada de fármacos. ^[3] Desde el punto de vista del usuario, las microagujas se pueden incorporar en un formato de parche para la autoadministración y no constituyen un riesgo biológico de desecho afilado (si el material es polimérico ). ^[3] La administración de fármacos mediante microagujas incluye recubrir la superficie con agentes terapéuticos, cargar fármacos en microagujas porosas o huecas o fabricar las microagujas con fármaco y matriz de recubrimiento para una carga máxima de fármaco. ^[73] También se están desarrollando microagujas para la extracción de líquido intersticial, la extracción de sangre y la administración de genes . ^{[3] [73]} La eficiencia de la administración de fármacos con microagujas sigue siendo un desafío porque es difícil determinar si las microagujas penetraron efectivamente en la piel. Algunos fármacos, como el diazepam , son poco solubles y deben aerosolizarse inmediatamente antes de la administración intranasal . ^[73] La tecnología Bio-MEMS que utiliza transductores piezoeléctricos en depósitos de líquido se puede utilizar en estas circunstancias para generar una distribución de tamaño estrecho de aerosoles para una mejor administración del fármaco. ^[73] También se han desarrollado sistemas implantables de administración de fármacos para administrar agentes terapéuticos que tienen poca biodisponibilidad o requieren liberación y exposición localizadas en un sitio objetivo. ^[73] Los ejemplos incluyen un dispositivo microfluídico PDMS implantado debajo de la conjuntiva para la administración de fármacos al ojo para tratar enfermedades oculares ^[74] y microchips con depósitos de fármacos con tapa de oro para la osteoporosis . ^[73] En los bio-MEMS implantables para la administración de fármacos, es importante considerar la rotura del dispositivo y el vertido de dosis , la encapsulación fibrosa del dispositivo y la explantación del dispositivo. ^{[73] [75]} La mayoría de los medicamentos también deben administrarse en cantidades relativamente grandes (mililitros o incluso más), lo que hace que la administración de medicamentos mediante bio-MEMS implantables sea un desafío debido a su limitada capacidad de retención de medicamentos.