Methodenartikel

Microfluïdisch apparaat voor de scheiding van niet-gemetastaseerde (MCF-7) en niet-tumor (MCF-10A) borstkankercellen met behulp van AC-dielectroforese

2.4K weergaven

⸱

DOI:

10.3791/63850

⸱

11 augustus 2022

 ,  ,  , 
1Department of Biomedical Engineering, Foundation University Islamabad, 2College of Medical Technology, The Islamic University Najaf, 3Faculty of Mechanical Engineering, University of Tabriz, 4Department of Engineering Mathematics, University of Bristol, 5School of Life Sciences, University of Warwick

In dit artikel

Samenvatting

Borstkankercellen vertonen verschillende diëlektrische eigenschappen in vergelijking met niet-tumor borstepitheelcellen. Er is verondersteld dat, op basis van dit verschil in diëlektrische eigenschappen, de twee populaties kunnen worden gescheiden voor immunotherapiedoeleinden. Om dit te ondersteunen, modelleren we een microfluïdisch apparaat om MCF-7- en MCF-10A-cellen te sorteren.

Samenvatting

Dielectroforetische apparaten zijn in staat om kankercellen op een labelvrije, kosteneffectieve, robuuste en nauwkeurige manier te detecteren en te manipuleren met behulp van het principe van polarisatie van de kankercellen in het monstervolume door een extern elektrisch veld toe te passen. Dit artikel laat zien hoe een microfluïdisch platform kan worden gebruikt voor continue sortering met hoge doorvoer van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) met behulp van hydrodynamische dielectroforese (HDEP) uit het celmengsel. Door een elektrisch veld te genereren tussen twee elektroden die naast elkaar zijn geplaatst met een microngrote opening ertussen in een HDEP-microfluïdische chip, kunnen niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) worden weggeduwd, met negatieve DEP in het hoofdkanaal, terwijl de niet-gemetastaseerde borstkankercellen hun loop onaangetast volgen wanneer ze in celmedium worden gesuspendeerd vanwege de geleidbaarheid hoger dan de membraangeleiding. Om dit concept te demonstreren, werden simulaties uitgevoerd voor verschillende waarden van gemiddelde geleidbaarheid en werd het sorteren van cellen bestudeerd. Er werd een parametrisch onderzoek uitgevoerd en een geschikte geleidbaarheid van het celmengsel bleek 0,4 S/m te zijn. Door de gemiddelde geleidbaarheid vast te houden, werd een adequate AC-frequentie van 0,8 MHz vastgesteld, wat een maximale sorteerefficiëntie oplevert, door de elektrische veldfrequentie te variëren. Met behulp van de gedemonstreerde methode kan na het kiezen van de juiste celmengselsuspensiemediumgeleiding en frequentie van de toegepaste AC maximale sorteerefficiëntie worden bereikt.

Inleiding

Een kwaadaardige tumor die zich in en rond het borstweefsel ontwikkelt, is wereldwijd een frequente oorzaak van borstkanker bij vrouwen, waardoor een kritiek gezondheidsprobleemontstaat 1. Borsttumoren vóór metastase kunnen worden behandeld door middel van een operatie als ze in een vroeg stadium worden gedetecteerd, maar als ze worden genegeerd, kunnen ze ernstige gevolgen hebben voor het leven van de patiënt door zich te verspreiden naar hun longen, hersenen en botten. De behandelingen die in latere stadia worden aangeboden, zoals bestraling en op chemicaliën gebaseerde therapieën, hebben ernstige bijwerkingen2. Recente studies hebben gemeld dat een vroege diagnose van borstkanker het sterftecijfer met 60% vermindert 3. Daarom is het noodzakelijk om te werken aan gepersonaliseerde vroege detectiemethoden. Hiertoe hebben onderzoekers die werkzaam zijn op verschillende gebieden van wetenschap en technologie microfluïdica gebruikt om apparaten te ontwikkelen voor de vroege diagnose van borstkanker4. Deze methoden omvatten celaffiniteitsmicrochromatografie, magnetisch geactiveerde microcelsorteerders, op grootte gebaseerde opvang en scheiding van kankercellen en on-chip dielectroforese (DEP)5,6. Deze microfluïdische technieken die in de literatuur worden gerapporteerd, maken nauwkeurige celmanipulatie, real-time monitoring en sortering van goed gedefinieerde monsters mogelijk, die dienen als een tussenstap in veel diagnostische en therapeutische toepassingen5. De integratie van deze sorteermechanismen met microfluïdica biedt flexibele en betrouwbare manipulatie van de doelcellen 7,8,9,10. Een van de belangrijkste voordelen van een dergelijke integratie is de mogelijkheid om te werken met vloeistofmonsters in nano- tot microlitervolumes en ook de elektrische eigenschappen van de monstervloeistof te manipuleren. Door de geleidbaarheid van de suspensievloeistof in microfluïdische apparaten aan te passen, kunnen de biologische cellen worden gesorteerd op basis van hun grootte en verschillen in hun diëlektrische eigenschappen11,12.

Onder deze technieken heeft on-chip DEP vaak de voorkeur, omdat het een labelvrije celsorteertechniek is die de elektrische eigenschappen van de biologische monsters benut. Van DEP is gemeld dat het biomonsters manipuleert zoals DNA13, RNA14, eiwitten15, bacteriën16, bloedcellen17, circulerende tumorcellen (CTC's)18 en stamcellen19. Microfluïdische apparaten die DEP gebruiken voor het sorteren van biologische monsters zijn uitgebreid gerapporteerd in literatuur20. Reservoir-gebaseerde DEP microfluïdische (rDEP) apparaten voor het sorteren van levensvatbare en niet-levensvatbare gistcellen zijn gemeld die de cellen beschermen tegen de nadelige effecten van elektrochemische reacties21,22. Piacentini et al. rapporteerden een gebogen microfluïdische celsorteerder die rode bloedcellen scheidde van bloedplaatjes met een efficiëntie van 97%23. On-chip DEP-apparaten met asymmetrische openingen en ingebedde elektroden zijn ook gemeld om levensvatbare en niet-levensvatbare cellen te sorteren24. Valero en Demierre et al. wijzigden de gebogen microfluïdische celsorteerder door twee arrays van micro-elektroden aan beide zijden van het kanaal25,26 te introduceren. Dit hielp bij het focussen van de cellen in het midden van het kanaal. Zeynep et al. presenteerden een op DEP gebaseerd microfluïdisch apparaat om MCF7-borstkankercellen te scheiden en te concentreren van leukocyten27. Ze rapporteerden een efficiëntie van het extraheren van MCF7-cellen uit leukocyten tussen 74% -98% met een frequentie van 1 MHz en een toegepaste spanning variërend van 10-12 Vpp. Aanvullende tabel 1 vertegenwoordigt een kwalitatieve en kwantitatieve vergelijking tussen de op DEP gebaseerde microfluïdische sorteerapparaten op basis van hun ontwerp, elektrodeconfiguratie en bedrijfsparameters (toegepaste frequentie en spanning).

Meer recent hebben onderzoekers geprobeerd de verschillen in het diëlektrische gedrag van borstepitheelcellen (MCF-10A) en niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) in een microfluïdische chip28,29 te meten. Jithin et al. karakteriseerden ook de diëlektrische reacties van verschillende kankercellijnen met behulp van een open coaxiale sondetechniek met frequenties tussen 200 MHz en 13,6 GHz30. Deze verschillen in de diëlektrische responsen van MCF-7 en MCF-10A cellijnen kunnen worden gebruikt om ze in runtime te scheiden en kunnen leiden tot de ontwikkeling van gepersonaliseerde diagnoseapparaten in een vroeg stadium.

In dit artikel simuleren we de gecontroleerde sortering van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) met behulp van AC-dielectroforese. Het gebied van verandering in het elektrische veld beïnvloedt de sortering in de microfluïdische chip. De voorgestelde techniek is eenvoudig te implementeren en maakt de integratie van de sorteertechniek in verschillende microfluïdische chiplay-outs mogelijk. Computational fluid dynamics (CFD) simulaties werden uitgevoerd om de scheiding van niet-gemetastaseerde borstkankercellen en niet-tumor borstepitheelcellen te bestuderen door de geleidbaarheid van het vloeibare medium waarin cellen werden gesuspendeerd te variëren. In deze simulaties wordt aangetoond dat, door de geleidbaarheid constant te houden en door de toegepaste frequentie te veranderen, de scheiding van kankercellen en gezonde cellen kan worden gecontroleerd.

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Protocol

OPMERKING: Het protocol hier maakt gebruik van COMSOL, een multifysische simulatiesoftware, om de gecontroleerde sortering van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) te simuleren met behulp van AC-dielectroforese.

1. Chipontwerp en parameterselectie

  1. Open multiphysics software en selecteer Blank Model. Klik met de rechtermuisknop op de globale definities en selecteer Parameters. Importeer de parameters in tabel 1 in globale definities als een tekstbestand of voer de waarden afzonderlijk in.
  2. Selecteer Component toevoegen op het tabblad Start en voeg een 2D-component toe. Klik met de rechtermuisknop op geometrie en importeer het modelbestand door op het bestand te dubbelklikken.
  3. Kies een leeg materiaal en gebruik de materiaaleigenschappen uit tabel 1.
  4. Selecteer Natuurkunde toevoegen op het tabblad Start en typ AC/DC. Kies onder het AC/DC-knooppunt elektrische stromen als Natuurkunde onder het subknooppunt van elektrische velden en stromen.
  5. Klik met de rechtermuisknop op de elektrische stroom en kies de subknooppunten Stroombehoud, Isoleren en Elektrische potentiaal om de kanaalwanden te isoleren om potentiaal aan de elektroden toe te wijzen.
  6. Selecteer Fysica toevoegen op het tabblad Start en kies onder het knooppunt Fluid Flow de optie Creeping Flow Physics onder het subknooppunt van Single-Phase Flow. Klik met de rechtermuisknop op Single-Phase Flow en render de chipgrenzen als muren met behulp van de Wall-subnode .
  7. Klik met de rechtermuisknop op Single-Phase Flow en voeg twee inlaatsubknooppunten en één uitlaatsubknooppunt toe.
  8. Wijs de inlaten toe met behulp van het inlaatsubknooppunt en gebruik normaal in Stroomsnelheid als grensvoorwaarde. Wijs het stopcontact toe met behulp van het subknooppunt van de uitlaat.
  9. Selecteer Fysica toevoegen op het tabblad Start en kies onder het knooppunt Vloeistofstroom de optie Fysica van deeltjestraceringsstroom onder het subknooppunt van Deeltjestracering.
  10. Klik met de rechtermuisknop op het knooppunt Deeltjestracering en voeg de subknooppuntenwand, subknooppunten met twee deeltjeseigenschappen, twee inlaatsubknooppunten, één uitlaatsubknooppunt, twee dielectroforesekrachtsubknooppunten en één subknooppunt met sleepkracht toe.
    1. Stel deeltjeseigenschappen in voor zowel MCF-7- als MCF-10A-cellen met behulp van de subknoop Deeltjeseigenschappen . Kies de deeltjeseigenschappen uit parameters onder de sectie Algemene definitie .
    2. Voeg het subknooppunt Sleepkracht toe om de dielectroforetische kracht aan beide typen cellen toe te wijzen.
    3. Voeg in dit geval deeltjeseigenschappen toe vanuit de parametersectie. Voeg de Shell-subknoop toe aan modeldiercellen.
  11. Kies op het tabblad Start de optie Mesh toevoegen en selecteer Fijnmazigheid. Kies Mesh bouwen op het tabblad Start om een mesh te maken.
  12. Klik op het tabblad Home op Studie toevoegen om drie studiestappen toe te voegen. Studie Stap 1 is voor het simuleren van een frequentierespons; gebruik een subknooppunt Frequentiedomein .
    1. Als u een kruipende stroom wilt simuleren, kiest u een stationair studieknooppunt . Voeg twee tijdsafhankelijke stappen toe om omstandigheden te simuleren met dielectroforetische kracht en zonder dielectroforetische kracht.
    2. Voor de voorwaarde geen dielectroforetische optie Kiest u Selectie van fysica en variabelen, vinkt u het selectievakje Modelconfiguratie wijzigen voor de studiestap aan en schakelt u de dielectroforetische stap uit. Voor dielectroforetische aandoeningen, niet uitschakelen. Sla het bestand op en druk op Compute om de simulatie uit te voeren.
      OPMERKING: De microfluïdische chip die is ontworpen voor het sorteren van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) heeft twee afzonderlijke inlaten voor celmengselstroom en voor hydrodynamische stroomfocussering, respectievelijk, met breedtes van respectievelijk 20 μm en 40 μm, zoals weergegeven in aanvullende figuur 1 en aanvullende figuur 2.
    3. Wijs frequentie (f0) onder de subknoop frequentiedomein en spanning met behulp van de subknoop Elektrische potentiaal toe aan de schaafelektroden (295 μm breed) die langs de bovenste zijwand van de sorteerkamer zijn geplaatst. Gebruik bij de uitlaat de "freeze" wandconditie om de gesorteerde deeltjes te visualiseren.

2. Wiskundig model en computationele analyse

  1. Controleer de operationele parameters voor het scheiden van niet-gemetastaseerde borstkankercellen en niet-tumor borstepitheelcellen in het microfluïdische apparaat door een CFD-studie (Computational Fluid Dynamic) op te zetten.
    OPMERKING: Hiervoor is multifysische software (AC/DC, Microfluidics en Particle Tracking modules) gebruikt. De heersende vergelijkingen en theoretische achtergrond worden in detail gegeven in aanvullend dossier 1. Het model werd getest met behulp van de diëlektrische eigenschappen van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) gerapporteerd in literatuur31,32, die zijn samengevat in tabel 1.
  2. Voer de CFD-simulaties uit door niet-gemetastaseerde borstkanker (MCF7) en niet-tumor borstepitheel (MCF-10A) cellijnen te introduceren met een verhouding van 1: 1 bij de celmengselinlaat.
    1. Voer in eerste instantie een mesh-onafhankelijkheidsstudie uit om de maaswijdte voor de simulaties te optimaliseren33.
      OPMERKING: Er is een mesh-onafhankelijkheidsstudie uitgevoerd om de beste oplossing voor de bedrijfsparameters te vinden. Er werd gekozen voor een set van vijf verschillende maaswijdten om de best mogelijke elementgrootte voor de convergentie van de oplossing te kwantificeren. Er werd waargenomen dat, wanneer het totale aantal elementen dat een maas definieert 635 (grover gaas) was, zoals weergegeven in aanvullende figuur 3A, de sorteerefficiëntie het laagst was, waarbij sommige MCF7-cellen naar de onderste uitlaat bewogen, zoals weergegeven in aanvullende figuur 3B. Toen de maaswijdte werd verhoogd tot fijn, nam ook het aantal elementen dat de maas definieerde toe tot 2.288. De sorteerefficiëntie was in dit geval maximaal, waarbij zowel MCF7- als MCF-10A-cellen naar hun respectieve uitgangen bewogen. Het fijnere gaas werd ook gesimuleerd, waarbij het aantal elementen dat het gaas definieerde toenam tot 3.188. De sorteerefficiëntie bleef ook na dit punt onaangetast. Daarom kunnen we gerust zeggen dat fijne maaswijdte in ons geval het beste werkt.
    2. Los twee sets CFD-studies op.
    3. Voor de eerste set klikt u met de rechtermuisknop op Studie 1 en voegt u het subknooppunt Parametric Sweep toe. Druk op het + teken om de vloeistof mediumgeleiding "σm" toe te voegen als de sweep variabele. Voer een parametrische veegstudie uit voor de vloeistofmediumgeleiding σm , variërend van 0,01 S/m tot 2,5 S/m, waarbij de toegepaste frequentie, f (Hz), constant blijft bij een waarde van 800 kHz.
    4. Voer voor de tweede set een Parametric Sweep-studie uit door de toegepaste AC-frequentie te variëren van 100 kHz tot 100 MHz, terwijl de geleidbaarheid van het vloeistofmedium, σm, voor elk geval op 0,4 S/m wordt vastgesteld. Deze σm-waarde werd gekozen op basis van de resultaten van de eerste CFD-studie, omdat een maximale scheiding tussen MCF-7 en MCF-10A bij deze waarde werd waargenomen.
    5. De sterkte van de dielectroforese (DEP) kracht, FDEP (-), uitgeoefend op een diëlektrisch bolvormig deeltje in een geleidend medium wordt gegeven door vergelijking 1T34:
      FDEP figure-protocol-1 [1]
      Gebruik vergelijking 1 onder de subknoop met dielectroforetische kracht. In vergelijking 1 toont r de straal van het deeltje waarop FDEPwordt toegepast; K (-) staat bekend als de Clausius-Mossotti-factor; εm(-) toont de diëlektrische permittiviteit van het medium; en E(V/m) is de wortelgemiddelde kwadratische waarde van het elektrische veld.
    6. Gebruik vergelijking 2 voor een bolvormig deeltje onder de subknoop van de dielectroforetische kracht.
      figure-protocol-2[2]
      In vergelijking 2 figure-protocol-3 toont (-) de complexe permittiviteit van het deeltje waarop de DEP-kracht wordt uitgeoefend; figure-protocol-4 (-) toont de complexe permittiviteit van de vloeistof rond het deeltje. De complexe permittiviteit figure-protocol-5 en figure-protocol-6 worden als volgt gedefinieerd35:
    7. Gebruik vergelijking 3 voor een bolvormig deeltje onder de subknoop van de dielectroforetische kracht:
      figure-protocol-7[3]
      In vergelijking 3 toont εp (-) het reële deel van de complexe permittiviteit van het deeltje; εm (-) toont het reële deel van de complexe permittiviteit van de vloeistof rond het deeltje; σp (S/m) toont de deeltjesgeleiding; σm (S/m) toont de geleidbaarheid van het medium rond het deeltje; en ω (Hz) is de frequentie van het toegepaste elektrische veld.
      OPMERKING: Het teken Re(K) bepaalt de polariteit van de FDEP. Als het teken van Re(K) negatief is, ervaart het deeltje een negatieve dielectroforetische kracht (nDEP); in tegenstelling hiermee, als het teken van Re(K) positief is, impliceert dit een positieve dielectroforetische kracht (pDEP). Voor de Clausius-Mossotti factor (K) ligt de variatie binnen het bereik van -1 tot 1.
  3. Gebruik een aangepaste vorm van vergelijking 3 om biologische cellen zoals zoogdiercellen te modelleren, die complexer zijn en een meerlagige structuur hebben.
    K (figure-protocol-8) = figure-protocol-9 [4]
    In vergelijking 4 figure-protocol-10 omvat (-) zowel de complexe permittiviteit van het cytoplasma ( figure-protocol-11 -) als de complexe permittiviteit van het celmembraan ( figure-protocol-12 -), en wordt als volgt gegeven:36
  4. Gebruik vergelijking 5 om "figure-protocol-13" op te lossen:
    figure-protocol-14[5]
    In vergelijking 5 tonen Rcyto (m) en Rmem (m) respectievelijk de straal van het celcytoplasma en het celmembraan.
  5. Gebruik vervolgens vergelijking 4 om Re (K) te plotten als een functie van het toegepaste elektrische veld voor zowel kanker als gezonde cellen. Bereken het reële deel van de Clausius-Mossotti (CM) factor, Re(K), om de dielectroforetische kracht (DEP) te kwantificeren die het deeltje ervaart.
  6. Klik met de rechtermuisknop op het knooppunt Resultaten , voeg het subknooppunt Deeltjesevaluatie toe en typ in het expressiegedeelte fpt.deff1.K om de CM-factor voor deeltje 1 en fpt.deff2.K voor deeltje 2 te plotten.
    OPMERKING: Alle protocolstappen die in de hoofdtekst worden vermeld, kunnen worden bekeken in de protocolvideo (video 1).

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Resultaten

Onderzoek naar de optimale operationele parameters voor effectieve DEP-gebaseerde sortering van niet-gemetastaseerde borstkanker (MCF-7) en niet-tumor borstepitheel (MCF-10A) cellen
Om een succesvolle scheiding van niet-gemetastaseerde borstkanker (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) met divergente diëlektrische eigenschappen te bereiken bij het ondergaan van dielectroforese, moeten hun K-factoren worden onderscheiden door de toegepaste frequentie vastte houden 37,38

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Discussie

Microfluïdische apparaten zijn eerder gemeld voor celkweek, vangen en sorteren 47,52,53. De fabricage van deze apparaten in de cleanroom is een duur proces en het is noodzakelijk om de output en efficiëntie van een voorgesteld microfluïdisch apparaat te kwantificeren door middel van CFD-simulaties. Deze studie presenteert het ontwerp en de simulaties van een AC-dielectroforetisch microfluïdisch apparaat voor de continue scheidin...

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Openbaarmakingen

De auteurs verklaren geen potentiële belangenconflicten.

Dankbetuigingen

Deze studie werd ondersteund door de Higher Education Commission van Pakistan.

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Materialen

Lijst van materialen gebruikt in dit artikel
NaamBedrijfCatalogusnummerOpmerkingen
COMSOLCOMSOLmultifysische simulatiesoftware

Referenties

  1. Liang, L., et al. Microfluidic-based cancer cell separation using active and passive mechanisms. Microfluidics and Nanofluidics. 24 (4), 26(2020).
  2. Damiati, S., Kompella, U. B., Damiati, S. A., Kodzius, R. Microfluidic devices for drug delivery systems and drug screening. Genes. 9 (2), 103(2018).
  3. Pashayan, N., et al. Personalized early detection and prevention of breast cancer: ENVISION consensus statement. Nature Reviews Clinical Oncology. 17 (11), 687-705 (2020).
  4. Panesar, S., Neethirajan, S. Microfluidics: Rapid diagnosis for breast cancer. Nano-micro Letters. 8 (3), 204-220 (2016).
  5. Chen, J., Li, J., Sun, Y. Microfluidic approaches for cancer cell detection, characterization and separation. Lab on a Chip. 12 (10), 1753-1767 (2012).
  6. Beech, J. P., Holm, S. H., Adolfsson, K., Tegenfeldt, J. O. Sorting cells by size, shape and deformability. Lab on a Chip. 12 (6), 1048-1051 (2012).
  7. Kang, Y., Li, D. Electrokinetic motion of particles and cells in microchannels. Microfluidics and Nanofluidics. 6 (4), 431-460 (2009).
  8. Schmid, L., Weitz, D. A., Franke, T. Acoustic microfluidic fluorescence-activated cell sorter. Lab on a Chip. 14 (19), 3710-3718 (2014).
  9. Yu, B. Y., Elbuken, C., Shen, C., Huissoon, J. P., Ren, C. L. An integrated microfluidic device for the sorting of yeast cells using image processing. Scientific Reports. 8, 3550(2014).
  10. Asiaei, S., Darvishi, V., Davari, M. H., Zohrevandi, D., Moghadasi, H. Thermophoretic isolation of circulating tumor cells, numerical simulation and design of a microfluidic chip. Journal of Thermal Analysis and Calorimetry. 137 (3), 831-839 (2019).
  11. Song, Y., Li, M., Pan, X., Wang, Q., Li, D. Size-based cell sorting with a resistive pulse sensor and an electromagnetic pump in a microfluidic chip. Electrophoresis. 36 (3), 398-404 (2014).
  12. Giraud, G., et al. Dielectrophoretic manipulation of ribosomal RNA. Biomicrofluidics. 5 (2), 024116(2011).
  13. Valero, A., Braschler, T., Demierre, N., Renaud, P. A miniaturized continuous dielectrophoretic cell sorter and its applications. Biomicrofluidics. 4 (2), 022807(2010).
  14. Allahrabbi, N., Chia, Y. S. M., Saifullah, M. S. M., Lim, K. M., Lanry Yung, L. Y. A hybrid dielectrophoretic system for trapping of microorganisms from water. Biomicrofluidics. 9 (3), 034110(2015).
  15. Vykoukal, D. M., Gascoyne, P. R. C., Vykoukal, J. Dielectric characterization of complete mononuclear and polymorphonuclear blood cell subpopulations for label-free discrimination. Integrative Biology: Quantitative Biosciences from Nano to Macro. 1 (7), 477-484 (2009).
  16. Shim, S., et al. Antibody-independent isolation of circulating tumor cells by continuous-flow dielectrophoresis. Biomicrofluidics. 7 (1), 11807(2013).
  17. Jeon, H. J., Lee, H., Yoon, D. S., Kim, B. M. Dielectrophoretic force measurement of red blood cells exposed to oxidative stress using optical tweezers and a microfluidic chip. Biomedical Engineering Letters. 7 (4), 317-323 (2017).
  18. Song, H., et al. Continuous-flow sorting of stem cells and differentiation products based on dielectrophoresis. Lab on a Chip. 15 (5), 1320-1328 (2015).
  19. Tsai, S. L., Chiang, Y., Wang, M. H., Chen, M. K., Jang, L. S. Battery-powered portable instrument system for single-cell trapping, impedance measurements, and modeling analyses. Electrophoresis. 35 (16), 2392-2400 (2014).
  20. Chan, J. Y., et al. Dielectrophoresis-based microfluidic platforms for cancer diagnostics. Biomicrofluidics. 12 (1), 011503(2018).
  21. Patel, S., et al. Microfluidic separation of live and dead yeast cells using reservoir-based dielectrophoresis. Biomicrofluidics. 6 (3), 34102(2012).
  22. Yildizhan, Y., Erdem, N., Islam, M., Martinez-Duarte, R., Elitas, M. Dielectrophoretic separation of live and dead monocytes using 3D carbon-electrodes. Sensors. 17 (11), 2691-2704 (2017).
  23. Piacentini, N., Mernier, G., Tornay, R., Renaud, P. Separation of platelets from other blood cells in continuous-flow by dielectrophoresis field-flow-fractionation. Biomicrofluidics. 5 (3), 34122(2011).
  24. Zhao, K., Duncker, B. P., Li, D. Continuous cell characterization and separation by microfluidic alternating current dielectrophoresis. Analytical Chemistry. 91 (9), 6304-6314 (2019).
  25. Valero, A., et al. Tracking and synchronization of the yeast cell cycle using dielectrophoretic opacity. Lab on a Chip. 11 (10), 1754-1760 (2011).
  26. Demierre, N., Braschler, T., Muller, R., Renaud, P. Focusing and continuous separation Of cells in a microfluidic device using lateral dielectrophoresis. International Solid-State Sensors, Actuators and Microsystems Conference. 430 (98), 1777-1780 (2007).
  27. Arslan, Z. C., Yalçın, Y. D., Külah, H. Label-free enrichment of MCF7 breast cancer cells from leukocytes using continuous flow dielectrophoresis. Electrophoresis. 43 (13-14), 1531-1544 (2022).
  28. Turcan, I., Olariu, M. A. Dielectrophoretic manipulation of cancer cells and their electrical characterization. ACS Combinatorial Science. 22 (11), 554-578 (2020).
  29. Park, J., et al. Sequential cell-processing system by integrating hydrodynamic purification and dielectrophoretic trapping for analyses of suspended cancer cells. Micromachines. 11 (1), 47(2020).
  30. Hussein, M., et al. Breast cancer cells exhibits specific dielectric signature in vitro using the open-ended coaxial probe technique from 200 MHz to 13.6 GHz. Scientific Reports. 9, 4681(2019).
  31. Fornes-Leal, A., Garcia-Pardo, C., Frasson, M., Pons Beltrán, V., Cardona, N. Dielectric characterization of healthy and malignant colon tissues in the 0.5-18 GHz frequency band. Physics in Medicine and Biology. 61 (20), 7334-7346 (2016).
  32. Çetin, B., Li, D. Dielectrophoresis in microfluidics technology. Electrophoresis. 32 (18), 2410-2427 (2011).
  33. Khan, S., Khulief, Y. A., Al-Shuhail, A. A. Effects of reservoir size and boundary conditions on pore-pressure buildup and fault reactivation during CO2 injection in deep geological reservoirs. Environmental Earth Sciences. 79, 294(2020).
  34. Adams, T. N. G., Turner, P. A., Janorkar, A. V., Zhao, F., Minerick, A. R. Characterizing the dielectric properties of human mesenchymal stem cellsand the effects of charged elastin-like polypeptide copolymer treatment. Biomicrofluidics. 8 (5), 054109(2014).
  35. Lo, Y. J., et al. Measurement of the Clausius-Mossotti factor of generalized dielectrophoresis. Applied Physics Letters. 104, 083701(2014).
  36. Lo, Y. J., Lei, U. Measurement of the real part of the Clausius-Mossotti factor of dielectrophoresis for Brownian particles. Electrophoresis. 41 (1), 137-147 (2020).
  37. Ohta, A. T., et al. Optically controlled cell discrimination and trapping using optoelectronic Tweezers. IEEE Journal of Selected Topics in Quantum Electronics. 13 (2), 235-242 (2007).
  38. Sun, T., Morgan, H. Single-cell microfluidic Impedance cytometry. Microfluidics and Nanofluidics. 8 (4), 423-443 (2010).
  39. Weng, P. Y., et al. Size-dependent dielectrophoretic cross-over frequency of spherical particles. Biomicrofluidics. 10 (1), 1909-1921 (2016).
  40. Lu, Y. W., Sun, C., Kao, Y. C., Hung, C. L., Juang, J. Y. Dielectrophoretic cross-over frequency of single particles: Quantifying the effect of surface functional groups and electrohydrodynamic flow drag force. Nanomaterials. 10 (7), 1364(2020).
  41. Henslee, E. A., Sano, M. B., Rojas, A. D., Schmelz, E. M., Davalos, R. V. Selective concentration of human cancer cells using contactless dielectrophoresis. Electrophoresis. 32 (18), 2523-2529 (2011).
  42. Chan, J. Y., et al. Dielectrophoresis-based microfluidic platforms for cancer diagnostics. Biomicrofluidics. 12 (1), 11503-11525 (2018).
  43. Gascoyne, P. R. C., Shim, S. Isolation of circulating tumor cells by dielectrophoresis. Cancers. 6 (1), 545-579 (2014).
  44. Liang, W., et al. Determination of dielectric properties of cells using ac electrokinetic-based microfluidic platform. Micromachines. 11 (5), 513-537 (2020).
  45. Frusawa, H., et al. Frequency-modulated wave dielectrophoresis of vesicles and cells periodic U-turns at the crossover frequency. Nanoscale Research Letters. 13 (169), 2583-2589 (2018).
  46. Wei, M. T., Junio, J., Ou-Yang, D. H. Direct measurements of the frequency-dependent dielectrophoresis force. Biomicrofluidics. 3 (1), 12003(2009).
  47. Mustafa, A., Pedone, E., Marucci, L., Moschou, D., Lorenzo, M. D. A flow-through microfluidic chip for continuous dielectrophoretic separation of viable and non-viable human T-cells. Electrophoresis. 43 (3), 501-508 (2021).
  48. Wang, L., et al. Dual frequency dielectrophoresis with interdigitated sidewall electrodes for microfluidic flow-through separation of beads and cells. Electrophoresis. 30 (5), 782-791 (2021).
  49. Alazzam, A., Mathew, B., Alhammadi, F. Novel microfluidic device for the continuous separation of cancer cells using dielectrophoresis. Journal of Separation Science. 40 (5), 1193-1200 (2017).
  50. Yang, L., Banada, P. P., Bhunia, A. K., Bashir, R. Effects of dielectrophoresis on growth viability and immuno-reactivity of listeria monocytogenes. Journal of Biological Engineering. 2, 6(2008).
  51. Matbaechi, H., Soltani, P., Hölzel, R., Wenger, C. Dielectrophoretic immobilization of yeast cells using CMOS integrated microfluidics. Micromachines. 11 (5), 501-518 (2020).
  52. Mustafa, A., Pedone, E., La Regina, A., Erten, A. A., Marucci, L. Development of a single layer microfluidic device for dynamic stimulation, culture and imaging of mammalian cells. bioRxiv. , (2022).
  53. Mustafa, A., et al. Enhanced dissolution of liquid microdroplets in the extensional creeping flow of a hydrodynamic trap. Langmuir. 32 (37), 9460-9467 (2016).
  54. Chang, H. F., Chou, S. E., Cheng, J. Y. Electric-field-induced neural precursor cell differentiation in microfluidic devices. Journal of Visualized Experiments. (170), e61917(2021).

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Herprints en machtigingen

Toestemming aanvragen om de tekst of afbeeldingen van dit JoVE-artikel te hergebruiken

Toestemming aanvragen

Trefwoorden

CelseparatieMCF 7 cellenMCF 10A cellenhydrodynamische dielectroforesecel sorterenmediumgeleidbaarheidfrequentiescan

Gerelateerde artikelen