Summary
유방암 세포는 비종양 유방 상피 세포와 비교하여 다른 유전 특성을 나타냅니다. 이러한 유전 특성의 차이에 기초하여, 두 집단은 면역 요법 목적으로 분리 될 수 있다는 가설이 세워졌다. 이를 지원하기 위해 MCF-7 및 MCF-10A 세포를 분류하는 미세 유체 장치를 모델링합니다.
Abstract
이전기영동 장치는 외부 전기장을 적용하여 시료 부피에서 암세포의 분극 원리를 사용하여 표지가 없고 비용 효율적이며 견고하고 정확한 방식으로 암세포를 검출하고 조작할 수 있습니다. 이 기사는 세포 혼합물의 유체역학적 이전기영동(HDEP)을 사용하여 비전이성 유방암 세포(MCF-7) 및 비종양 유방 상피 세포(MCF-10A)의 고처리량 연속 분류에 미세유체 플랫폼을 활용하는 방법을 보여줍니다. HDEP 미세 유체 칩에서 미크론 크기의 갭으로 나란히 배치 된 두 전극 사이에 전기장을 생성함으로써, 비 종양 유방 상피 세포 (MCF-10A)는 밀어 낼 수 있으며, 주 채널 내부에서 음의 DEP를 나타내는 반면, 비 전이성 유방암 세포는 막 전도도보다 높은 전도성을 갖기 때문에 세포 배지에 현탁 될 때 영향을받지 않고 과정을 따릅니다. 이 개념을 입증하기 위해 다양한 배지 전도도 값에 대해 시뮬레이션을 수행하고 세포 분류를 연구했습니다. 파라메트릭 연구가 수행되었으며 적절한 세포 혼합물 전도도는 0.4S/m인 것으로 나타났습니다. 매체 전도도를 고정함으로써 0.8MHz의 적절한 AC 주파수가 설정되어 전기장 주파수를 변경하여 최대 분류 효율을 제공합니다. 입증된 방법을 사용하여 적절한 세포 혼합물 현탁액 전도도와 적용된 AC의 주파수를 선택한 후 최대 분류 효율을 달성할 수 있습니다.
Introduction
유방 조직 안팎에서 발생하는 악성 종양은 전 세계 여성에게 유방암의 빈번한 원인으로 심각한건강 문제를 일으킵니다1. 전이 전이 유방 종양은 조기에 발견하면 수술을 통해 치료할 수 있지만 무시하면 폐, 뇌 및 뼈로 퍼져 환자의 삶에 심각한 영향을 미칠 수 있습니다. 방사선 및 화학 기반 요법과 같이 후기 단계에서 제공되는 치료법에는 심각한 부작용이 있습니다2. 최근 연구에 따르면 유방암을 조기에 진단하면 사망률이 60%3 감소합니다. 따라서 개인화 된 조기 발견 방법을 모색하는 것이 필수적입니다. 이를 위해 다양한 과학 기술 분야에서 일하는 연구자들은 미세 유체 공학을 사용하여 유방암 조기 진단을위한 장치를 개발했습니다4. 이러한 방법에는 세포 친화성 마이크로 크로마토그래피, 자기 활성화 마이크로 세포 분류기, 크기 기반 암세포 포획 및 분리, 온칩 전기영동(DEP)5,6이 포함됩니다. 문헌에 보고된 이러한 미세유체 기술은 정밀한 세포 조작, 실시간 모니터링 및 잘 정의된 샘플의 분류를 가능하게 하며, 이는 많은 진단 및치료 응용 분야에서 중간 단계 역할을 합니다5. 이러한 분류 메커니즘과 미세 유체 공학의 통합은 표적 세포 7,8,9,10의 유연하고 신뢰할 수있는 조작을 제공합니다. 이러한 통합의 주요 장점 중 하나는 나노에서 마이크로리터 부피의 유체 샘플로 작업할 수 있고 샘플 유체의 전기적 특성을 조작할 수 있다는 것입니다. 미세유체 장치 내부의 부유 유체의 전도도를 조정함으로써, 생물학적 세포는 이들의 크기 및 유전 특성의 차이에 기초하여 분류될 수 있다(11,12).
이러한 기술 중에서 온칩 DEP는 생물학적 샘플의 전기적 특성을 이용하는 비표지 세포 분류 기술이기 때문에 종종 선호됩니다. DEP는 DNA 13, RNA 14, 단백질 15, 박테리아 16, 혈액 세포17, 순환 종양 세포 (CTC) 18 및 줄기 세포 19와 같은 바이오 샘플을 조작하는 것으로보고되었습니다. 생물학적 샘플을 분류하기 위해 DEP를 사용하는 미세유체 장치는 문헌20에 광범위하게 보고되었다. 생존 가능한 및 비생존 효모 세포를 분류하기 위한 저장소 기반 DEP 미세유체(rDEP) 장치는 전기화학 반응의 부작용으로부터 세포를 보호하는 것으로 보고되었다21,22. Piacentini 등은 97%23의 효율로 혈소판에서 적혈구를 분리하는 골진 미세유체 세포 분류기를 보고했습니다. 비대칭 오리피스 및 내장된 전극을 갖는 온칩 DEP 장치는 또한 생존 가능한 셀과 비-생존 가능한 셀(24)을 분류하는 것으로 보고되었다. Valero 및 Demierre 등은 채널25,26의 양쪽에 2 개의 미세 전극 어레이를 도입하여 성곽 된 미세 유체 세포 분류기를 변형시켰다. 이것은 채널 중앙에 세포를 집중시키는 데 도움이되었습니다. Zeynep 등은 백혈구27로부터 MCF7 유방암 세포를 분리 및 농축하기 위한 DEP 기반 미세유체 장치를 제시하였다. 그들은 7MHz의 주파수와 10-12Vpp 범위의 적용 전압으로 74%-98% 사이의 백혈구에서 MCF12 세포를 추출하는 효율성을 보고했습니다. 보충 표 1은 DEP 기반 미세유체 분류 장치의 설계, 전극 구성 및 작동 매개변수(인가 주파수 및 전압)를 기반으로 한 정성적 및 정량적 비교를 나타냅니다.
보다 최근에, 연구자들은 미세 유체 칩 (10,29) 내부의 유방 상피 세포 (MCF-10A)와 비 전이성 유방암 세포(MCF-7)의 유전 거동의 차이를 측정하려고 시도했다. Jithin et al. 또한 200MHz에서 13.6GHz30 사이의 주파수를 갖는 개방형 동축 프로브 기술을 사용하여 다양한 암 세포주의 유전 반응을 특성화했습니다. MCF-7 및 MCF-10A 세포주의 이러한 유전 반응의 차이는 런타임에 이들을 분리하기 위해 악용될 수 있으며 개인화된 초기 단계 진단 장치의 개발로 이어질 수 있습니다.
이 기사에서는 AC 이전기영동을 사용하여 비전이성 유방암 세포(MCF-7)와 비종양 유방 상피 세포(MCF-10A)의 제어된 분류를 시뮬레이션합니다. 전기장의 변화 영역은 미세 유체 칩 내부의 분류에 영향을 미칩니다. 제안된 기술은 구현하기 쉽고, 분류 기술을 다양한 미세유체 칩 레이아웃에 통합할 수 있게 한다. 전산 유체 역학 (CFD) 시뮬레이션은 세포가 현탁 된 유체 배지의 전도도를 변화시켜 비 전이성 유방암 세포와 비 종양 유방 상피 세포의 분리를 연구하기 위해 수행되었습니다. 이러한 시뮬레이션에서는 전도도를 일정하게 유지하고 적용된 주파수를 변경함으로써 암세포와 건강한 세포의 분리를 제어할 수 있음을 보여줍니다.
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Protocol
참고: 여기의 프로토콜은 다중 물리 시뮬레이션 소프트웨어인 COMSOL을 사용하여 AC 전기영동을 사용하여 비전이성 유방암 세포(MCF-7) 및 비종양 유방 상피 세포(MCF-10A)의 제어된 분류를 시뮬레이션합니다.
1. 칩 설계 및 매개 변수 선택
- 다중 물리 소프트웨어를 열고 빈 모델을 선택합니다. 전역 정의를 마우스 오른쪽 버튼으로 클릭하고 매개 변수를 선택합니다. 표 1 에 제공된 매개변수를 텍스트 파일로 전역 정의로 가져오거나 값을 개별적으로 입력하십시오.
- 홈 탭에서 구성요소 추가를 선택하고 2D 구성요소를 추가합니다. 형상을 마우스 오른쪽 버튼으로 클릭하고 파일을 두 번 클릭하여 모델 파일을 가져옵니다.
- 빈 재료를 선택하고 표 1의 재료 특성을 사용합니다.
- 홈 탭에서 물리 추가를 선택하고 AC/DC를 입력합니다. AC/DC 노드 아래에서 전기장과 전류의 하위 노드 아래에서 전류를 물리학 으로 선택합니다.
- 전류를 마우스 오른쪽 버튼으로 클릭하고 전류 보존, 절연 및 전위 하위 노드를 선택하여 채널 벽을 절연하여 전극에 전위를 할당합니다.
- 홈 탭에서 물리 추가를 선택하고 유체 흐름 노드 아래에서 단상 흐름의 하위 노드 아래에서 크리핑 흐름 물리를 선택합니다. 단상 흐름을 마우스 오른쪽 버튼으로 클릭하고 벽 하위 노드를 사용하여 칩 경계를 벽으로 렌더링합니다.
- 단상 흐름을 마우스 오른쪽 버튼으로 클릭하고 두 개의 입구 하위 노드와 하나의 출구 하위 노드를 추가합니다.
- 입구 하위 노드를 사용하여 입구를 지정하고 유속의 정상을 경계 조건으로 사용합니다. 콘센트 하위 노드를 사용하여 콘센트를 할당합니다.
- 홈 탭에서 물리 추가를 선택하고 유체 흐름 노드 아래에서 입자 추적의 하위 노드 아래에서 입자 추적 흐름 물리학을 선택합니다.
- 파티클 추적 노드를 마우스 오른쪽 버튼으로 클릭하고 하위 노드 벽, 2 입자 속성 하위 노드, 두 개의 입구 하위 노드, 하나의 출구 하위 노드, 두 개의 이전기 영동 힘 하위 노드 및 하나의 드래그 힘 하위 노드를 추가합니다.
- 입자 속성 하위 노드를 사용하여 MCF-7 및 MCF-10A 셀 모두에 대한 입자 속성을 설정합니다. 전역 정의 섹션 아래의 매개변수에서 입자 특성을 선택합니다.
- 드래그 포스 하위 노드를 추가하여 두 유형의 셀에 전기영동력을 할당합니다.
- 이 경우 매개 변수 섹션에서 입자 속성을 추가합니다. 포유류 세포를 모델링하기 위해 Shell 하위 노드를 추가합니다.
- 홈 탭에서 Add Mesh(메시 추가 )를 선택하고 미세 메시(Fine Mesh)를 선택합니다. 홈 탭에서 Build Mesh (메시 빌드)를 선택하여 메시를 작성합니다.
- 홈 탭에서 스터디 추가를 클릭하여 세 가지 스터디 단계를 추가합니다. 연구 단계 1 은 주파수 응답을 시뮬레이션하기 위한 것입니다. 주파수 도메인 하위 노드를 사용합니다.
- 크리핑 흐름을 시뮬레이션하려면 고정 스터디 노드를 선택합니다. 두 개의 시간 종속 단계를 추가하여 이전기영동력이 있는 조건과 이전기영동력이 없는 조건을 시뮬레이션합니다.
- 이전기영동 없음 상태의 경우 물리 및 변수 선택을 선택하고 스터디 단계에 대한 모델 구성 수정 확인란을 선택한 다음 이전기영동 단계를 비활성화합니다. 이전기영동 조건의 경우 비활성화하지 마십시오. 파일을 저장하고 Compute를 눌러 시뮬레이션을 실행합니다.
참고: 비전이성 유방암 세포(MCF-7) 및 비종양 유방 상피 세포(MCF-10A)의 분류를 위해 설계된 미세유체 칩에는 보충 그림 1 및 보충 그림 2에 표시된 대로 각각 너비가 20μm 및 40μm인 세포 혼합물 흐름 및 유체역학적 흐름 포커싱을 위한 두 개의 개별 입구가 있습니다. - 주파수 영역 서브노드 아래에 주파수(f0)를 할당하고 전위 서브노드를 사용하여 전압을 분류 챔버의 상단 측벽을 따라 배치된 대패 전극(너비 295μm)에 할당합니다. 배출구에서 "동결" 벽 조건을 사용하여 정렬된 입자를 시각화합니다.
2. 수학적 모델 및 계산 분석
- 전유체 역학(CFD) 연구를 설정하여 미세유체 장치 내부에서 비전이성 유방암 세포와 비종양 유방 상피 세포를 분리하기 위한 작동 매개변수를 확인합니다.
참고: 이 목적을 위해 멀티피직스 소프트웨어(AC/DC, 미세유체공학 및 입자 추적 모듈)가 사용되었습니다. 지배 방정식과 이론적 배경은 보충 파일 1에 자세히 나와 있습니다. 상기 모델은 표 1에 요약되어 있는 문헌31,32에 보고된 비전이성 유방암 세포 (MCF7) 및 비종양 유방 상피 세포 (MCF-10A)의 유전 특성을 사용하여 시험하였다. - 세포 혼합물 입구에 1:1의 비율로 비전이성 유방암(MCF7) 및 비종양 유방 상피(MCF-10A) 세포주를 도입하여 CFD 시뮬레이션을 수행합니다.
- 초기에, 시뮬레이션(33)에 대한 메쉬 크기를 최적화하기 위해 메쉬 독립성 스터디를 수행한다.
알림: 작동 매개변수에 대한 최상의 솔루션을 찾기 위해 메쉬 독립성 연구가 수행되었습니다. 솔루션의 수렴을 위해 가능한 최상의 요소 크기를 정량화하기 위해 5가지 다른 메쉬 크기 세트를 선택했습니다. 보충 그림 3A에 표시된 것처럼 메쉬를 정의하는 총 요소 수가 635개(거친 메쉬)일 때 분류 효율이 가장 낮았고 일부 MCF7 셀이 보충 그림 3B에 표시된 대로 하단 출구로 이동하는 것으로 관찰되었습니다. 메쉬 크기가 fine으로 증가하면 메쉬를 정의하는 요소의 수도 2,288개로 증가했습니다. 이 경우 분류 효율은 최대였으며 MCF7 및 MCF-10A 셀은 각각의 출구로 이동했습니다. 더 미세한 메시도 시뮬레이션되어 메시를 정의하는 요소 수가 3,188개로 증가했습니다. 분류 효율성은 이 시점 이후에도 영향을 받지 않았습니다. 따라서 우리는 미세한 메쉬 크기가 우리의 경우에 가장 잘 작동한다고 안전하게 말할 수 있습니다. - 두 세트의 CFD 스터디를 풉니다.
- 첫 번째 세트의 경우 스터디 1 을 마우스 오른쪽 버튼으로 클릭하고 파라메트릭 스윕 하위 노드를 추가합니다. + 기호를 눌러 유체 매체 전도도 "σm"을 스윕 변수로 추가합니다. 0.01 S/m에서 2.5 S/m 범위의 유체 매체 전도도 σ 대해 파라메트릭 스윕 스터디를 수행하여 적용된 주파수 f(Hz)를 800kHz 값으로 일정하게 유지합니다.
- 두 번째 세트의 경우 유체 매체의 전도도를 σm로 유지하면서 적용된 AC 주파수를 100kHz에서 100MHz로 변경하여 파라메트릭 스윕 연구를 수행합니다. 이 σm 값은 MCF-7과 MCF-10A 사이의 최대 분리가 이 값에서 관찰됨에 따라 첫 번째 CFD 연구의 결과에 기초하여 선택되었다.
- 전도성 매질에서 유전체 구형 입자에 가해지는 이전기영동(DEP) 힘 FDEP (-)의 강도는 식1T34에 의해 주어진다.
에프뎁
[1]
이전기영동력 서브노드 아래의 방정식 1을 사용한다. 방정식 1에서, r은 FDEP가 적용되는 입자의 반경을 나타낸다; K (-)는 클라우시우스-모소티 인자로 알려져 있습니다. ε m(-)는 매체의 유전율을 나타냅니다. E(V/m)은 전기장의 제곱 평균 제곱근 값입니다. - 이전기영동력 서브노드 아래의 구형 입자에 대해 방정식 2를 사용합니다.
[2]
방정식 2에서, (-)는 DEP 힘이 가해지는
입자의 복소수 유전율을 나타내고, 
(-)는 입자를 둘러싸고 있는 유체의 복소수 유전율을 나타낸다. 상기 복소수 유전율은 다음과 같이 정의된다35: - 이전기영동력 하위 노드 아래의 구형 입자에 대해 방정식 3을 사용합니다.
[3]
수학식 3에서,ε p (-)는 입자의 복소수 유전율의 실수부를 나타낸다. εm (-)은 입자를 둘러싼 유체의 복잡한 유전율의 실제 부분을 나타냅니다. σp (S / m)는 입자 전도도를 나타냅니다. σ m (S /m )은 입자를 둘러싼 매질의 전도도를 나타냅니다. ω (Hz)는 적용된 전기장의 주파수입니다.
참고: Re(K)의 부호는 FDEP의 극성을 결정합니다. Re(K)의 부호가 음수이면 입자는 음의 이전기영동력(nDEP)을 경험합니다. 반대로 Re(K)의 부호가 양수이면 양의 이전기영동력(pDEP)을 의미합니다. 클라우시우스-모소티 요인(K)의 경우 변동은 -1에서 1 사이 내에 있습니다.
- 초기에, 시뮬레이션(33)에 대한 메쉬 크기를 최적화하기 위해 메쉬 독립성 스터디를 수행한다.
- 수식 3의 변형된 형태를 사용하여 더 복잡하고 다층 구조를 갖는 포유동물 세포와 같은 생물학적 세포를 모델링합니다.
케이 (
) = 
[4]
방정식 4
에서 (-)는 세포질 
의 복소수 유전율 (-)과 세포막 
의 복소수 유전율 (-)을 모두 통합하며 다음과 같이 주어진다.36 - 방정식 5를 사용하여 ""
를 풉니다.
[5]
상기 수학식 5에서, R세포(m)와 Rmem(m)은 각각 세포질과 세포막의 반경을 나타낸다. - 그런 다음 방정식 4를 사용하여 Re(K)를 암세포와 건강한 세포 모두에 적용된 전기장의 함수로 플로팅합니다. 클라우시우스-모소티(CM) 계수 Re(K)의 실수 부분을 계산하여 입자가 경험하는 이전기영동력(DEP)을 정량화합니다.
- 결과 노드를 마우스 오른쪽 버튼으로 클릭하고 입자 평가 하위 노드를 추가한 다음 표현식 섹션에 fpt.deff1.K를 입력하여 입자 1에 대한 CM 계수를 플로팅하고 입자 2에 대한 fpt.deff2.K를 플로팅합니다.
참고: 본문에 나열된 모든 프로토콜 단계는 프로토콜 비디오(비디오 1)에서 볼 수 있습니다.
[1]
[2]
입자의 복소수 유전율을 나타내고, 
(-)는 입자를 둘러싸고 있는 유체의 복소수 유전율을 나타낸다. 상기 복소수 유전율은 
[3]
) = 
[4]
에서 (-)는 세포질 
의 복소수 유전율 (-)과 세포막 
의 복소수 유전율 (-)을 모두 통합하며 다음과 같이 주어진다.36
를 풉니다.
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Representative Results
비전이성 유방암(MCF-7) 및 비종양 유방 상피(MCF-10A) 세포의 효과적인 DEP 기반 분류를 위한 최적의 작동 매개변수 조사
전기 영동을 시행 할 때 발산 유전 특성을 갖는 비 전이성 유방암 (MCF-7) 및 비 종양 유방 상피 (MCF-10A) 세포를 성공적으로 분리하려면 적용된 빈도를 고정 된 상태로 유지하여 K 인자를 구별해야합니다37,38. 적용된 전기장 하에서 비 전이성 유방암 세포 및 비 종양 유방 상피 세포의 유전 반응의 정량화 및 두 세포주에 대한 인가 빈도의 함수로서 "K"인자의 계산은 식 4를 사용하여 달성되었다. 도 1에 도시된 결과는 전이되지 않은 유방암 세포와 비종양성 유방 상피세포의 모든 유전 파라미터를 고정시킨 상태에서 전기장의 인가 주파수가 세포 현탁 매질의 전도도 3가지 상이한 값인 σm에 대해 변화된 상태로 유지함으로써 생성되었다.
도 1에 도시된 바와 같이, 각각의 경우에, K의 값은 -1 내지 1의 범위 내에 있으며, 이는 이전 연구들(39,40)과 일치한다. 그럼에도 불구하고, 배지 전도도 (σ m)의 값에 따라 비 전이성 유방암 세포 (MCF-7) 및 비 종양 유방 상피 세포 (MCF-10A) 모두에 대한 실제 (K) 대 빈도 변화의 플롯. 도 1에 도시된 결과는 MCF-7 세포에 대한 Re(K)에 대한 σm의 효과를 정량화한 최근 연구와 일치한다41.
그림 1: 클라우시우스-모소티 요인. (A) σ m = 0.01 S /m 의 전도도를 특징으로하는 배지에 현탁 된 MCF-7 및 MCF-10A 세포에 대해 주파수의 함수로 플롯 된 Clausius-Mossotti 인자 K의 실제 부분; (B) σ m = 0.4 S /m ; (C) σ m = 1.2 S/m . 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
그림 1은 MyDEP 도구를 사용하여 적용된 AC 주파수를 100kHz에서 100MHz까지 유지하고 변경하는 세 가지 σm 값에 대해 플로팅되었습니다. 처음에 σ m는 0.01S/m로 선택되었으며 적용된 AC 주파수는 그림 1A와 같이 100kHz와 100MHz 사이에서 변경되었습니다. 100kHz의 적용된 AC 주파수에서 MCF-10A 셀의 Re(K) 값은 0.82로 밝혀졌으며, 이는 양성 이전기영동(pDEP)을 경험하고 높은 전계 강도 영역으로 이동해야 함을 의미합니다. 유사하게, 100kHz의 MCF-7 셀도 Re(K) 값이 0.76인 pDEP를 경험합니다. 주파수는 100kHz 단위로 증가했으며 두 셀 유형에 대한 CM 계수 값은 적용된 주파수 스펙트럼 전체에서 양수측에 남아있었습니다. 다른 모든 작동 파라미터를 일정하게 유지함으로써 매체 전도도를 0.4S/m로 증가시켜 그림 1B와 같이 Re(K)를 플롯했습니다. MCF-10A 및 MCF-7은 100kHz에서 각각 -0.46 및 -0.31의 Re(k) 값으로 음성 이전기영동(nDEP) 거동을 입증했습니다. 주파수가 0.8MHz로 증가함에 따라 MCF-10 셀의 DEP 응답이 변경되어 Re(K) 값이 0.014인 pDEP가 발생했습니다. MCF-7 세포의 이러한 거동은 세포막과 주변 세포 현탁 배지(39,41) 사이의 계면에서의 맥스웰-와그너 분극에 의해 야기된다. DEP 응답의 이러한 변화가 관찰되는 주파수는 그림 1A42,22와 같이 교차 주파수로 알려져 있습니다. 이 경우 MCF-7 세포는 nDEP를 경험했습니다. 주파수는 최대 100MHz까지 더 증가했지만 두 셀 유형 모두 DEP 동작을 변경하지 않았으므로 적용된 전기장 주파수의 변화에 영향을받지 않았습니다. 전도도가 1.2 S/m으로 증가했을 때, MCF-10A 및 MCF-7 셀은 100 kHz에서 nDEP를 경험하였다. 이 경우 MCF-10A 및 MCF-7 세포에 대한 Re(k) 값은 도 1C에 나타낸 바와 같이 각각 -0.49 및 -0.43이었다. 주파수가 0.8MHz로 증가함에 따라 셀의 DEP 응답은 nDEP를 계속 경험했기 때문에 변경되지 않았습니다. 높은 세포 현탁 배지 전도도 값에서 MCF-7 및 MCF-10A 세포주 모두의 음성 DEP 거동은 이전에 보고된 연구39,43,44와 일치한다. 첫 번째 교차 빈도보다 높은 주파수에서 세포의 DEP 거동은 세포질 전도도와 현탁 용액(45,46) 사이의 상호 작용에 의해 지배된다. 한편, 제1 교차 주파수보다 낮은 주파수에서, 세포의 유전 반응은 세포막 전도도와 세포 현탁 매질 사이의 상호작용에 의해 결정된다.
그림 1에 표시된 결과를 바탕으로 COMSOL 시뮬레이션이 설정되었습니다. 처음에는 그림 2와 같이 이 시뮬레이션 소프트웨어를 사용하여 전기장 강도를 정량화했습니다. 분류 채널의 상단 벽에 나란히 배치 된 두 개의 전극에 의해 생성 된 총 전기장의 크기의 최대 값이 전극 가장자리 근처에 위치한다는 것을 알 수 있습니다. 화살표는 전기장의 방향을 나타냅니다.
그림 2: 전기장 강도. 나란히 배치 된 두 개의 전극에 의해 생성 된 전기장. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
MCF-7 및 MCF-10A 셀을 정렬하는 시뮬레이션은 적용된 AC 주파수를 0.8MHz(교차 주파수)로 고정하고σ m 값을 변경하여 설정되었습니다. σm에 대한 세 가지 값은 그림 1에 표시된 Re(K) 플롯에 따라 선택되었습니다. 처음에 σ m가 0.01S/m일 때 두 셀 유형 모두 양의 DEP를 경험하고 높은 전계 강도 영역으로 이동하여 그림 3A와 같이 상단 콘센트에서 벗어났습니다. 두 세포주에 대한세포질 전도도 σ 세포질은 이 특별한 경우에 배지 전도도 σm보다 높았고, 따라서 두 세포주는 미세유체 채널(47)의 상부에 있는 전극에 더 가깝게 이동하도록 강요하였다. MCF-10A 셀의 DEP 응답이 변경되었고, 적용된 주파수가 0.8MHz로 고정된 상태에서 σ m이 0.4S/m으로 증가했을 때 음의 DEP를 경험했습니다. 그림 3B는 MCF-10A 셀이 상단 콘센트로 이동하는 반면 MCF-7 셀은 하단 콘센트로 이동하는 것을 보여줍니다. 이러한 분리의 이유는 세포 분류 비디오(비디오 2)에서 볼 수 있듯이 세포질 전도도 σ 세포질이 배지 전도도 σm보다 크기 때문에 MCF-7 세포가 MCF-10A에 비해 더 분극화되기 때문입니다.
그림 3: 셀 정렬 고정 주파수. 설계된 미세유체 장치에서 DEP에 의한 MCF-7 및 시간 경과에 따른 건강한 세포 분리의 시뮬레이션. MCF-7 및 부유 배지의 전도도의 세 가지 다른 값에서 건강한 세포 분리 : (A) 0.01 S / m; (나) 0.4 S / m; (씨) 1.2 초/초 각각의 경우에, 인가 주파수는 0.8MHz, 인가 전압Vpp 는 1.5V, 주입 입구에서의 유속은 유동 초점 유입구에서 184μm/s 및 853μm/s였다. 시뮬레이션에서 MCF-7 셀과 MCF-10A 셀은 각각 파란색과 빨간색 원으로 표시됩니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
배지 전도도가 1.2 S/m으로 더 증가함에 따라 MCF-7 및 MCF-10A 세포 모두 세포질 전도도 σ 세포질 값이 낮기 때문에 주변 배지보다 분극성이 낮아졌습니다. 결과적으로 그들은 nDEP를 경험하고 그림 3C와 같이 높은 전기장 영역에서 멀어졌습니다.
이러한 결과는 배지의 전도도가 DEP에 기초한 MCF-10A 비종양 유방 상피 세포로부터 MCF-7 비전이성 유방암 세포를 분리하는데 중요한 역할을 한다는 것을 입증한다. 또한 그림 3B에 표시된 것처럼 효과적인 분리를 달성하려면 각각의 유전 특성에 따라 세포가 pDEP 또는 nDEP를 경험하는 방식으로 배지 전도도를 조정해야 합니다.
마지막으로, 적용된 이전기영동력 F DEP가 두 세포주의 분류 거동에 미치는 영향은 배지 전도도를 0.4S/m으로 일정하게 유지함으로써 조사되었습니다. FDEP는 인가된 전기장(48,49)의 주파수의 함수이며, 인가된 전기장의 주파수가 변화함에 따라, 셀이 DEP 동작을 변경합니다. 시뮬레이션은 주파수를 100kHz로 설정하여 시작되었으며, 그림 10A와 같이 MCF-10A 및 MCF-7 세포주 모두 nDEP를 경험하고 높은 전기장 영역에서 하단 출구로 이동하는 것이 관찰되었습니다. 주파수가 증가함에 따라 두 세포주의 DEP 거동은 MCF-10A가 DEP 거동을 변경하고 pDEP 영역으로 교차하는 0.8MHz까지 변하지 않았습니다. 이것은 그림 4B에 표시된 것처럼 조사중인 DEP 반응 셀 간의 최대 분리와 최대 분류 효율성을 갖는 지점입니다. 주파수가 100MHz로 증가하였을 때, 도 4C에 도시된 바와 같이, 두 세포주 모두 pDEP를 경험하고 상부 출구 쪽으로 이동하는 것이 관찰되었다. 0.8MHz 이상의 더 높은 주파수에서 셀은 채널 벽에서 고정화되기 시작했습니다. 채널 벽에서 세포의 고정화는 분류 과정에서 세포 손실을 초래할 수 있으며, 이는 차례로 장치의 전체 효율에 영향을 미칩니다. 이러한 힘의 영향은 또한 장기간 노출될 경우 세포 생존력에 심각한 손실을 초래할 수 있습니다. 리스테리아 모노사이토제네스 세포주를 5MHz의 AC 전기장과 20V PP50의 피크 대 피크 전압에 노출시켜 DEP 힘의 영향을 정량화했습니다. 그들의 결과는 56 시간 동안 DEP 힘의 영향하에 유지되었을 때 89 % -4 %의 생존 가능한 세포 손실을 나타 냈습니다. 유사하게, DEP 힘은 또한 분극성 배지에 현탁될 때 세포의 이동에 영향을 미치고 세포를 고정화하는 데 사용되는 것으로 보고되었습니다. Ettehad 등은 효모 세포(51)를 고정화하기 위해 1MHz 및 20VPP의 AC 주파수를 사용하는 인터디지테이티드 전극(IDE)을 갖는 미세유체 장치를 보고하였다. 그들은 효모 세포의 고정화가 IDE와 인가 전압 사이의 간격의 종횡비에 의존한다는 것을 보여주었습니다. IDE 간격의 종횡비의 증가는 셀 고정화의 급격한 감소를 초래했으며, IDE 사이의 간격이 더 큰 장치에서 셀을 고정화하기 위해서는 더 높은 VPP가 필요했습니다. 세포 고정화는 세포가 분석 또는 성장을 위해 포획되어야 할 때 바람직한 적용이다. 이전 결과는 적용된 AC 주파수와 전압이 셀 고정화에 영향을 미친다는 것을 분명히 보여주었습니다. 고처리량 분류 또는 스크리닝이 바람직한 결과인 응용 분야에서 세포 고정화는 세포 손실을 초래하고 장치의 출력 효율을 감소시킵니다.
적용된 주파수와 전압이 셀 고정화에 미치는 영향을 정량화하기 위해 1.5VPP의 고정 적용 전압에서 킬로헤르츠에서 메가헤르츠 주파수 범위에서 일련의 시뮬레이션을 실행했습니다. 그 결과를 보충 그림 S4에 나타내었다. 결과는 kHz 범위의 주파수에서 채널 벽에서 셀의 고정화가 MHz 범위의 주파수에 비해 훨씬 적다는 것을 보여주었습니다. DEP 힘은 적용된 AC 주파수에 정비례하므로 높은 DEP 힘에서 세포의 고정화가 더 두드러진다고 추론할 수 있습니다. 이 미세유체 장치의 경우 0.8MHz 이상의 주파수에서 작동해야 하므로 MCF7 및 MCF-10A 세포를 분류하는 동안 세포 손실이 발생합니다. 입구에서 세포의 무작위 분포의 효과는 무작위 분포 경계 조건을 선택함으로써 추가로 조사되었다. 이 경우 더 많은 세포-채널 벽 상호작용이 관찰되었으며, 이는 보충 그림 5에 나타낸 바와 같다.
그림 4: 고정된 매질 전도도를 사용한 세포 분류. 시뮬레이션된 미세유체 장치에서 비전이성 유방암 세포(MCF-7)와 비종양성 유방 상피 세포(MCF-10A)의 분리에 적용되는 AC 필드의 빈도의 효과. (A) f = 100 킬로 헤르 츠; (B) f = 0.8 메가 헤르츠; (C) f = 100 메가 헤르츠. 유체 매질 전도도는 σm = 0.4S/m로 고정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
| 시뮬레이션을 위한 유전 특성 | ε세포질 | σ세포질 (남/남) |
ε멤브레인 | σ막 (남/남) |
| MCF-7 | 50 | 0.8 | 11 | 6× 10-6 |
| MCF-10A | 100 | 0.1 | 11 | 6 |
| 에프0 | 800 [kHz] | 1.2 x 103 헤르츠 | 전기장의 주파수 |
| sigma_f | 0.4 [S/m] | 0.8 초당 미터 | 유체 매체 전도도 |
| epsilon_f | 80 | 80 | 유체 상대 유전율 |
| rho_f | 1000 [킬로그램/미터3] | 1000 킬로그램 / m³ | 유체 밀도 |
| mu_f | 1 x 10-3 [파스] | 0.001 파스·초 | 유체 동적 점도 |
| rho_p | 1050 [킬로그램/미터3] | 1050 킬로그램 / m³ | 입자 밀도 |
| 디피1 | 17 [μm] | 1.7 x 10-5 미터 | 입자 직경 |
| DP2 | 16 [음] | 1.6 x 10-5 미터 | 입자 직경 |
| sigma_p1 | 0.8 [S/m] | 0.6 초당 미터 | 입자 전도도 |
| sigma_p2 | 0.1 [S/m] | 1.1 초당 미터 | 입자 전도도 |
| epsilon_p1 | 50 | 55 | 건강한 상대 유전율 |
| epsilon_p2 | 100 | 65 | 암 상대 유전율 |
| sigma_s1 | 6 x 10-6 [S/m] | 6 x 10-6 초 / m | 쉘 전기 전도도 |
| sigma_s2 | 6 [S/m] | 6 초당 미터 | 쉘 전기 전도도 |
| epsilon_s1 | 11 | 11 | 쉘 상대 유전율 |
| epsilon_s2 | 11 | 11 | 쉘 상대 유전율 |
| th_s1 | 7 [nm] | 7 x 10-9 미터 | 쉘 두께 |
| th_s2 | 7 [nm] | 7 x 10-9 미터 | 쉘 두께 |
표 1: 작동 매개변수. MCF-7 및 MCF-10A의 유전 특성
동영상 1: 프로토콜 단계를 보여주는 동영상입니다. 이 비디오를 다운로드하려면 여기를 클릭하십시오.
비디오 2: 셀 정렬 비디오. 이 비디오를 다운로드하려면 여기를 클릭하십시오.
보충 파일 1 : 지배 방정식 및 이론적 배경. 이 파일을 다운로드하려면 여기를 클릭하십시오.
보충 그림 1: 장치 설계 및 매개변수. 장치의 다른 부분을 강조하는 미세 유체 장치 설계. 이 파일을 다운로드하려면 여기를 클릭하십시오.
보충 그림 2: 전극 사이의 간격. 두 패치 전극 사이의 간격. 이 파일을 다운로드하려면 여기를 클릭하십시오.
보충 그림 3: 메쉬 독립성 스터디. MCF-7 및 MCF-10A 셀의 분류에 대한 다양한 메쉬 크기의 효과를 보여주는 메쉬 독립성 연구. (a) 각각의 메쉬에 대한 요소의 수를 묘사하는 마이크로유체 장치에 대한 상이한 메쉬 크기. 메시를 구성하는 요소의 수는 거친 메시에서 더 미세한 메시로 증가합니다. (B) 다른 모든 작동 매개 변수를 일정하게 유지하여 서로 다른 메쉬 크기에서 MCF7 및 MCF-10A 셀을 분류합니다. 미세하고 미세한 메쉬 크기는 정렬에 가장 적합한 결과를 생성합니다. 이 파일을 다운로드하려면 여기를 클릭하십시오.
보충 그림 4: 세포 고정화 및 무작위 분포 테스트. 셀 고정화에 대한 DEP 힘의 영향을 검증하기 위해 10KHz와 6MHz 사이의 주파수에 대해 시뮬레이션을 수행했습니다. (A) f = 10kHz에서는 분류 및 셀 고정화가 관찰되지 않습니다. (B) f = 200kHz에서는 분류 및 셀 고정화가 관찰되지 않습니다. (C) f = 0.8 MHz에서, 출구 벽에서의 분류 및 셀 고정화가 관찰된다. 이 파일을 다운로드하려면 여기를 클릭하십시오.
보충 그림 5: 랜덤 분포. 칩의 입구에 무작위로 분포 된 입자. 이 파일을 다운로드하려면 여기를 클릭하십시오.
보충 표 1: 다양한 DEP 기반 미세유체 선별 장치의 비교. 이 파일을 다운로드하려면 여기를 클릭하십시오.
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Discussion
미세유체 장치는 세포 배양, 포획 및 분류 47,52,53에 대해 이전에 보고되었습니다. 클린룸에서 이러한 장치를 제조하는 것은 비용이 많이 드는 공정이며 CFD 시뮬레이션을 통해 제안된 미세유체 장치의 출력과 효율성을 정량화하는 것이 필수적입니다. 이 연구는 유전 특성23에 기초하여 비 전이성 유방암 세포 (MCF-7) 및 비 종양 유방 상피 세포 (MCF-10A)의 연속 분리를위한 AC- 전기 영동 미세 유체 장치의 설계 및 시뮬레이션을 제시한다.
이 장치는 단일 미세 유체 분류 채널에 내장 된 두 개의 미세 전극 세트를 통해 AC 전기장을 적용하여 유전 특성에 따라 MCF-7 및 MCF-10A 셀을 분리함으로써 작동됩니다. 장치의 분리 효율은 다양한 중간 전도도 값과 적용된 AC 주파수 범위에 대해 계산적으로 시뮬레이션되었습니다. 최적의 적용된 AC 주파수 및 매체 전도도 값은 각각 0.8MHz 및 0.4S/m로 확인되었습니다. 시뮬레이션 전반에 걸쳐 1.5Vp-p의 낮은 전압이 사용되었습니다. 적용된 AC 주파수 범위 및 적용된 전압은 이전에 보고된 문헌23,47과 유사합니다. 1MHz 이상의 주파수에서 셀 고정화 효과가 관찰되었으며, 이는 향후 장치 설계 및 제조를 위해 고려되어야 합니다. 우리는 이 세포 고정화를 세포 분류 응용 분야의 맥락에서 우리 방법의 한계로 나열합니다. 우리는 더 높은 주파수에서의 세포 고정화가 이전에 문헌54에 보고된 바와 같이 세포 분화에 사용될 수 있다고 믿으며, 이 제안된 설계에 새로운 방향을 제시합니다. 이 응용 프로그램은 합성 생물학 연구자에게 큰 관심을 끌 것입니다.
이 프로토콜의 올바른 구현을 위한 중요한 단계에는 적절한 물리 노드 및 하위 노드 선택이 포함됩니다(1.5-1.9단계). 이러한 단계는 전체 시뮬레이션 프로토콜의 기초를 형성하며 각 셀 유형, 적용된 힘 및 적용된 전압에 대한 파라미터 값을 선택하는 데 도움이 됩니다. 또 다른 중요한 단계는 올바른 유체 매체 전도도와 적용 주파수를 선택하는 것입니다. 이 작업은 파라메트릭 스윕의 문제 해결 단계를 실행하여 수행할 수 있습니다. 이 두 파라미터의 파라메트릭 스윕은 향후 시뮬레이션을 위한 최적의 값을 결정하는 데 도움이 될 수 있습니다. 마지막으로, 메쉬 독립성 연구는 향후 시뮬레이션에 적합한 메쉬 크기를 선택하는 맥락에서도 중요합니다. 메쉬 독립성 스터디는 향후 시뮬레이션을 완료하기 전에 문제 해결 단계로 수행하는 것이 좋습니다.
이 연구는 유전 특성을 기반으로 비전이성 유방암 세포(MCF-7)와 비종양 유방 상피 세포(MCF-10A)를 인라인 분리하는 최초의 시뮬레이션 기반 예를 제공합니다. 우리는 이 설계가 실행 가능한 세포 및 실행 불가능한 세포 분류를 위해 추가로 구현될 수 있다고 믿습니다.
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Disclosures
저자는 잠재적 인 이해 상충이 없음을 선언합니다.
Acknowledgments
이 연구는 파키스탄 고등 교육위원회의 지원을 받았습니다.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| COMSOL | COMSOL | multiphysics simulation software |
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