Summary
我々は、複数のマイクロ流体チャネル中の粒子の検出及びサイズを多重化するために、符号分割多重アクセス（CDMA）を有する抵抗パルスセンシング（RPS）を組み合わせた統合表面電極ネットワークとマイクロ流体プラットフォームを示します。
Abstract
生物学的サンプルのマイクロ流体処理は、典型的には、空間的に関心のある生物学的特性に基づいて、試料を分別するために、様々な力場下の浮遊粒子の微分操作を含みます。得られた空間分布は、アッセイの読み出しとして使用するために、マイクロ流体デバイスは、多くの場合、より高いコストおよび低減可搬性を有する複雑な機器を必要とする顕微鏡分析に供されます。この制限に対処するために、我々は、マイクロ流体チップ上の異なる位置での粒子の多重検出のための統合された電子センシング技術を開発しました。マイクロ流体CODESと呼ばれる私たちの技術は、1D電気信号に二次元空間情報を圧縮するために符号分割多元接続で抵抗パルスセンシングを兼ね備えています。本稿では、検出するためのマイクロ流体CODES技術の実用的なデモンストレーションを提示し、サイズ培養癌細胞は、複数のマイクロ流体チャネルにわたって分布します。として高速顕微鏡によって検証、当社の技術は、正確に外部機器を必要とせずに、すべての電子密度の高い細胞集団を分析することができます。このように、マイクロ流体CODESは、潜在的に生物学的サンプルのポイント・オブ・ケア検査するのに適している低コストの統合されたラボオンチップデバイスを有効にすることができます。
Introduction
このような液体中に懸濁された細胞、細菌またはウイルスのような生物学的粒子の正確な検出および分析アプリケーション1、2、3の範囲のための非常に興味深いです。サイズがよくマッチ、マイクロ流体デバイスは、高感度、穏やかなサンプル操作とよく制御微小環境4、5、6、7、この目的のためのユニークな利点を提供します。さらに、マイクロ流体デバイスは、受動的に種々の性質8、9、10、11、12に基づいて、生物学的粒子の不均一な集団を分画するために流体力学とフォースフィールドの組み合わせを使用するように設計することができます。これらの装置ではS、得られた粒子分布は、読み出しとして使用することができるが、空間情報は、ラボのインフラストラクチャに結びつけることにより、マイクロ流体デバイスの実用性を制限する、唯一の顕微鏡を通して一般的にアクセス可能です。したがって、それらはマイクロ流体デバイス上で操作しているように容易に、粒子の時空間マッピングを報告することができる統合されたセンサーは、潜在的にモバイルでの試料の試験のために特に魅力的で低コスト、統合されたラボオンチップデバイスを有効にすることができます、リソースが制限された設定。
薄膜電極は、様々なアプリケーション13、14のためにマイクロ流体デバイスに統合されたセンサーとして使用されています。抵抗パルスセンシング（RPS）は、電気測定15から直接、堅牢敏感、およびハイスループット検出機構を提供していますように、マイクロ流体チャネル内の小さな粒子の統合センシングのために特に魅力的です。 RPSは、電解液中に浸漬一対の電極間のインピーダンスの変調は、粒子を検出するための手段として使用されます。粒子が開口部を通過するとき、粒子のオーダーの大きさ、数および電流の過渡パルスの振幅は、それぞれ、カウントおよびサイズ粒子に使用されます。また、センサの幾何学的形状は、感度16、17、18、19を強化するか、マイクロ流体チャネル20内の粒子の垂直位置を推定するために、抵抗パルス波形を整形するために、フォトリソグラフィの解像度を有するように設計することができます。
我々は最近、電気的検出（マイクロ流体CODES）21によってマイクロ流体符号化直交検出と呼ばれる拡張性とシンプルな多重抵抗パルスセンシング技術を導入しています。マイクロ流体コードはに依存しています抵抗パルスセンサの相互接続ネットワーク、多重化を可能にするために、それぞれ、一意の識別可能な方法で伝導を調節するために微細加工電極のアレイからなります。我々は、特に符号分割多元接続で使用されるデジタルコードに似て、直交電気信号を生成するために各センサを設計した22（CDMA）通信ネットワーク、個々の抵抗パルスセンサ信号は一意に単一の出力波形から回収することができるようにも信号の場合異なるセンサが干渉する。このように、我々の技術は、最小限に、デバイスに、両方のシステムレベルの複雑さを維持しながら、マイクロ流体チップ上の異なる位置での粒子のモニタリングを可能にする、1D電気信号への粒子の2次元空間情報を圧縮します。
本稿では、実験と計算マイクロ流体CODES技術を使用するために必要な方法と同様に、Rのための詳細なプロトコルを提示しますシミュレートされた生物学的試料の分析におけるその使用からepresentative結果。技術を説明するための例の4多重センサを有する試作装置の結果を使用して、我々は、（2）実験の説明を含むマイクロ流体CODES技術とマイクロ流体デバイスを作成するために、（1）微細加工プロセスのプロトコルを提供します、電子的、光学的、および流体ハードウェア、（3）異なるセンサからの干渉信号を復号するためのコンピュータアルゴリズム、および（4）の検出およびマイクロ流体チャネル中の癌細胞の分析からの結果。私たちは、ここで説明する詳細なプロトコルを使用して、他の研究者が自分の研究のために当社の技術を適用することができると信じています。
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Protocol
コーディング電極の1デザイン
注：図1aは、微細電極の3次元構造を示しています。
- マイクロ流体チャネル23を符号化するための4つの7ビットのゴールドコードのセットを設計します。
- 2つの線形フィードバックシフトレジスタ（LFSRに）、原始多項式を表す各を構築します。
- 7ビットメートルの -sequencesの好ましいペアを生成するためのLFSRを使用してください。
- 周期的メートルの -sequencesの好ましい組をシフトし、4つの異なるゴールド符号を生成するためのmod 2でそれらを追加します。
- コーディング電極（ 図1b）のレイアウトを設計します。
- 3コーナーに正、負、および参照電極を表す、3電極端子を配置します。
- ルート正および負電極は、各マイクロ流体チャネルの両側にトレースします。
- 正極および負極を拡張一意に割り当てられたゴールドコード（ 図1c）は、次の電極指のようなマイクロ流体チャネル、。
- 正と負電極指との間に基準電極を配置します。
- コード領域の外側の電気伝導を最小限にするために、はるかに最も外側の参照電極指からの正負の電極トレースを置きます。
表面電極の2微細加工
注：図2bは、表面電極の製造工程を示す図です。
- ピラニア溶液で4インチホウケイ酸ガラスウェーハ清掃（98％硫酸：30％過酸化水素水= 5：1）20分間、全ての有機汚染物質を除去するために120℃。その後、残留水を除去するために20分間、200℃のホットプレート上にウエハを配置します。
- スピナーにウェハを転送します。ウェハ上に2 mLのネガ型フォトレジストを分配し、3の速度でウェハを回転、均一にコートする40秒1.5μmのフォトレジスト層を有するウェハ000 rpmで。
- 150℃のホットプレート上でウェーハを置き、1分間回転させ、フォトレジストを焼きます。
- マスクアライナを使用して、クロムマスクを介して365nmのUV光（225ミリジュール/ cm 2）でのフォトレジストを公開します。
- 100℃のホットプレート上にウエハを配置し、1分間露光されたフォトレジストを焼きます。
- 15秒のためのフォトレジスト現像液（RD6）にウェハを浸漬することによりフォトレジストを開発します。ゆっくり脱イオン（DI）水を噴霧し、ウェーハを洗浄します。圧縮窒素を吹き付けて乾燥しました。
- 電子ビーム金属蒸発器にパターン化されたフォトレジストを有するウェハを置き、3×10 -6 Torrのベース圧力とでウエハ上に80nmの厚さの金膜に続いて厚さ20nmのクロム膜を堆積1 A / Sの堆積速度。
- 部屋の気性で30分間、100％の振幅と周波数40kHzの超音波浴セット中のアセトンへの金属被覆されたウェハを浸し基本となるフォトレジストをエッチングし、リフトオフプロセスを完了するためにature。
- サイコロ従来のダイシングソーを使用して小片にウェハ。
マイクロ流体チャネルのためのSU-8鋳型の3製作
注：図2aは、マイクロ流体チャネル用モールドの製造工程を示す図です。
- きれいにし、2.1に記載の同じ手順を使用して、4インチのシリコンウェハを焼きます。
- スピナーにウェハを転送します。ウェハ上に4 mLのフォトレジストを注ぎます。コートフォトレジストを有するウェーハ。
- 15秒間500rpmでウエハをスピン。
- 15秒間1000rpmでウェハをスピン。
- 60秒が均一に被覆された15μmの厚さのフォトレジスト層を得るためにするために3000rpmでウェハを回転。
- クリーンルームワイプアセトンに浸した上で、ウェハ面を配置し、裏面とウェハのエッジから残留フォトレジストを除去。
- ホットPL上にウェハを転送ソフトベーキングのために食べました。まず、1分間、65℃でウェーハを焼きます。その後すぐに95℃のホットプレートにウェハを移動し、2分間焼きます。
- マスクアライナを使用して、クロムマスクを介して365 nmのUV光（180ミリジュール/ cm 2）でのフォトレジストを露光します。
- 2分間、1分間、65℃で曝露した後、次いで95℃でウェハベーク。
- 現像液中のウェハを浸し、軽く3分間の容器を振ります。その後、イソプロパノールアルコール（IPA）とのウェハを洗浄し、圧縮窒素を吹き付けて乾燥。白色の残留物がウェハ上に表示された場合は、再び開発者にそれを浸すと、より長い時間、乾燥のために開発しています。
- それを完全に乾燥させるために30分間、200℃のホットプレート上にウエハを焼きます。
- 均一性を保証するために、ウェハ上の異なる場所でプロフィルメータを用いてパターニングされたフォトレジストの厚さを測定します。
- 蒸着の技術を利用することにより、モールドウェーハSilanize。 TRの200μLを追加8時間のSU-8の金型ウエハと共に真空デシケーター中でペトリ皿や場所でichlorosilane。
マイクロ流体CODESデバイスの4組立
- 150 mmの直径ペトリ皿に金型と4インチのシリコンウェーハを配置し、その縁からテーピングすることによってそれを修正。
- 10の割合でポリジメチルシロキサン（PDMS）プレポリマーと架橋剤の混合：1、およびペトリ皿に混合物を50g注ぎます。 1時間脱ガスし、混合物を真空デシケーター中でペトリ皿に置き、その後、少なくとも4時間（ 図2A）を65℃のオーブンで硬化。
- メスを用いて硬化PDMS層を切り取り、ピンセットを用いたモールドウエハを、それをはがします。プルーフの原理装置の大きさは、約20mm×7 mmです。その後、生検パンチャーを使用して、マイクロ流体チャネルの入口と出口のためのPDMSを介して1.5ミリメートルの直径を有する穴をパンチ。
- 私を置くことによって、PDMS部のパターン形成された側をきれいにしてくださいクリーンルーム粘着テープ上のトン。
- アセトン、IPA、脱イオン水ですすぐことによって表面電極を有するガラス基板を洗浄し、圧縮窒素を使用して乾燥させます。
- 各部品の微細加工された側が100 mWのに設定されたRFプラズマ発生器内で上に向けて30秒間酸素プラズマ中のPDMSとガラス基板の表面を活性化させます。
- 光学顕微鏡を用いてガラス基板上に表面電極を有するPDMSマイクロ流体チャネルを整列した後、物理的に接触する2つのプラズマ活性化表面をもたらします。
- ホットプレートに面したガラス側で、5分間、70℃のホットプレート上でデバイスを焼きます。
- 半田付けすることにより、ワイヤと電極の接触パッドを接続します。
模擬生物学的サンプルの5準備
- 培養RPMI 1640中HeyA8ヒト卵巣癌細胞を、10％ウシ胎児血清（FBS）を補充した、1％ペニシリン-ストレプトマイシン、5％CO 2雰囲気中37℃で彼らは、80％コンフルエンスに達するまで。
- ガラスピペットを用いて培養フラスコから培地を吸引します。分配した後、細胞を洗浄し、1×リン酸緩衝生理食塩水（PBS）を吸引除去します。
- 接着細胞を懸濁し、37℃で2分間（w / v）のトリプシン溶液2ml中の細胞を、0.05％をインキュベートします。その後、トリプシンを中和するために培養培地の4 mLを加え。
- 遠心機で5分間、100×gで細胞懸濁液を試験管に細胞をペレット化します。その後、完全に上清を吸引除去します。
- 穏やかにピペッティングすることによって、および機械的に解離細胞塊まで1-2 mLの1×PBSで細胞を再懸濁します。
- ピペットに細胞懸濁液の少量を描画し、血球計数器を用いて細胞数を数えます。
- 10 5〜10 6細胞/ mLの最終細胞濃度でサンプルを調製するためにPBSで細胞懸濁液を希釈します。
6.マイクロ流体CODESデバイスを実行します
注：Fiを提供してグレ3に実験を示しています。
- 光学顕微鏡のステージ上にマイクロ流体CODESデバイスを配置します。
- 電子ファンクション・ジェネレータを使用して、チップ上の基準電極400 kHzの正弦波を適用します。
- 電圧信号は、それぞれの電流信号に変換するために、2つの独立したトランスインピーダンス増幅器に正および負の検知電極を接続します。
- バイポーラ信号を得るために、差動電圧増幅器を使用して、負の感知電極電圧信号から正の感知電極電圧信号を減算します。
- 検証と特性解析の目的のために、デバイスの光学的に記録動作に高速度カメラを使用してください。
- シリンジポンプを用いて一定の流量（50〜1000μL/時間）マイクロ流体CODES装置を介して細胞懸濁液を駆動します。
- ロックインアンプを用いてインピーダンス変調信号を測定します。
- 参考文献を参照AC信号を接続しますロックインアンプのレンス入力。入力信号としてロックインアンプに差動バイポーラ信号を接続します。
- ロックインアンプの出力から差動信号のRMS振幅を取得します。
- さらなる分析のためのデータ収集ボードを介してコンピュータに1メガヘルツの速度でのロックインアンプの出力信号をサンプリングします。
センサ信号の7処理
- 後処理および復号化のためにMATLABに記録された電気データを転送します。
- 高周波ノイズ（> 2.5 kHzの）を除去するためにバターワースフィルタ（MATLAB組み込み関数）を使用して、デジタル領域で記録された信号をフィルタリングします。
- センサ信号からテンプレートコードライブラリを生成します。
- デバイス内の各センサに対応する代表非重複コード信号を識別し、別々の波形ベクトルとしてデータセットから、これらの信号ブロックを抽出します。
- 各テンプレートコード波形ベクトルを正規化その力によって。信号電力を測定するためにMATLAB組み込み関数（bandpower）を使用してください。
- デジタル的に電極上の細胞流速の変動に対応するために、継続時間を変えて正規化されたコード信号のバージョンを作成することにより、テンプレートライブラリを拡張するためにMATLAB関数（リサンプル）を使用してください。
- フィルタリング波形：（SNR> 12デシベル閾値）の活動をセンサに対応する信号ブロックを特定します。閾値下のSNRの波形はノイズとして扱われることになります。
- 連続干渉除去に基づく反復アルゴリズム、一般的にマルチユーザCDMA通信ネットワーク24、25に使用される技術を使用して記録された信号のセンサ活性の個々のブロックを復号します。
- スライディング内積を使用して、ライブラリ内のすべてのテンプレートで各信号ブロックの相互相関を計算します。
- ラーグを生成するテンプレートを識別するEST自己相関ピークが支配的な個々のセンサコード信号を決定します。自己相関ピークの時間と振幅の両方を記録します。
- （ステップ7.5.2で決定）は、測定自己相関ピークの振幅とタイミング情報に基づいて識別コードテンプレートをスケーリングすることによって推定センサーコード信号を構築します。
- 元のデータから推定センサーコード信号を減算します。
- 残差信号は、数学的には0.5未満である相関係数として定義され、テンプレートライブラリ内の任意の信号に似なくなるまで、7.5.1からの処理を繰り返します。
- 最適化プロセスを用いて、ステップ7.5からの初期のセンサ信号の推定を絞り込みます。
- 各反復から推定個々のセンサ信号を加算して信号を再構成します。
- 記録された電気信号との最良適合を生成するために元の推定値の周りの個々のセンサ信号の振幅、持続時間およびタイミングをスイープ最小二乗に基づいて、26を近似。
- 光学像に対して電気信号を較正することにより、セルサイズに推定センサ信号の振幅を変換します。
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Representative Results
4マイクロ流体チャネルに分散4つのセンサから成るマイクロ流体CODES装置は図1bに示されています。 （1）複数のセルが並行して、電極を通過することができず、（2）細胞の感受性を増加させる電極に近いままであるように、このシステムでは、各マイクロ流体チャネルの断面は、セルの大きさに近くなるように設計されました。各センサは、ユニークな7ビットのデジタルコードを生成するように設計されています。デバイスは、その後、細胞懸濁液を用いて試験しました。 4個々のセンサに対応する記録電気信号は、図4の関連する理想的なデジタルコードで示されています。小さな偏差が存在しない一方で記録された信号は、密接に、理想的な矩形パルスと一致しています。このような偏差は、同一平面上の電極、異なる電極対の間の結合の球状の間に不平等電界を含むいくつかの要因の組み合わせに起因します細胞、ならびにマイクロ流体チャネル内の細胞の一定の流速。我々は、再符号化センサ信号に基づいて、テンプレートライブラリを作成しました。ライブラリ内のすべてのテンプレートに記録された信号を相関させることにより、我々は最大の自己相関ピーク（ 図4）を生成したテンプレートを決定しました。マイクロ流体チャネル用のデジタルコードは、互いに直交するように設計されているように、支配的な自己相関ピークが確実にこの方法で同定することができました。このアプローチを使用して、我々は、計算上のマイクロ流体チャネルを通過した細胞、センサ信号の持続時間、および細胞の、したがって流速を決定することができます。
複数のセルが同時に符号化電極を操作する際にマイクロ流体CODES技術は、状況を解決することができます。このような重複が発生した場合、個々のセンサからの信号が干渉し、結果として得られる波形が容易にいずれかに関連することはできません特定のセンサに対応する単一のテンプレート。正確にこのような重複信号を復号する干渉が発生する可能性がより高い信頼性処理の高密度試料、特に重要です。重複イベントを解決するために、我々は、典型的には、CDMA通信ネットワークにおけるマルチユーザ検出のために使用される連続的な干渉除去（SIC）スキーム24、25、に基づいて、反復アルゴリズムを開発しました。 図5は、SICアルゴリズムは、4つの異なるマイクロ流体チャネル内の4つのオーバーラップした細胞から得られた波形を解決するには実装されている方法を示しています。各反復において、我々は、最初のテンプレートライブラリに入力波形（ 図5a、1 番目の列）を相関させることによって、最も強い干渉信号に対応する支配的な自己相関ピーク（ 図5a、第2のカラム）、決定しました。選択したテンプレートとtに基づいて、彼は、我々はその後、最強の干渉信号（ 図5a、3 番目の列）を推定し、入力波形からそれを減算、自己相関振幅を結果として生じます。残りの波形は、入力として次の反復に渡されました。テンプレートライブラリを有する残差信号の相関が明確自己相関ピーク（ 図5a、5 行目 、2 番目のプロット）を生成しなくなるまでこのプロセスを続けます。干渉キャンセル処理の終了後、我々は、各反復（ 図6a）からのすべての推定された信号を合成することにより、波形の推定値を再構成しました。元の波形と再構築された信号間の平均二乗誤差を最小にする最小二乗近似に基づいて、最適化プロセスを使用して、我々は、振幅、持続時間、及び個々のセンサコード信号の相対的なタイミング（ 図6b）のための我々の推定値を更新しました。我々はまた、の大きさを推定しました検出された細胞は、推定された個々のセンサ信号の振幅に基づきます。これを達成するために、我々は、線形回帰（ 図6b）を使用して光学的に測定されたセルサイズを有する電気信号の振幅を較正しました。同時に記録高速顕微鏡画像から得られる情報とマイクロ流体符号から我々の結果の比較は、細胞の大きさと速度は正確に我々の結果（ 表1）を検証する、測定することができることを示しています。 図6cは、復号結果を検証するために使用同時に記録高速顕微鏡画像を示します。
我々の結果の再現性と、高スループットの試料処理のためのマイクロ流体コード技術の性能を実証するために、我々は> 1,000個の細胞に対応する電気信号を分析しました。信号が自動的に説明したアルゴリズムを実行することにより、MATLABでデコードされました上記および我々の結果の精度を直接同時に記録高速ビデオからの光学データとの我々の結果を比較することによって評価しました。我々の分析は、細胞の96.15パーセント（973/1012）からの電気信号を正確にデコードされたことを示しています。非重複デコードし、セル信号を重ね合わせる成功率はそれぞれ、98.71パーセント（697分の688）と90.48パーセント（315分の285）です。
4チャンネルマイクロ流体コードデバイスの図1.デザイン。 （a）は 、各マイクロ流体チャネル内の電極は、独自のデジタルコードを生成するために微細化されています。電極対と流れる細胞の順次の相互作用に起因するインピーダンスの変調は、電気パルスをもたらします。 （b）は、マイクロ流体CODES装置の顕微鏡画像。製造プロセスの間に、符号化表面電極を有するガラス基板を整列します顕微鏡下でPDMSマイクロ流体チャネルを持ちます。 7ビットのゴールドシーケンスを生成するコード化された表面電極の（c）の A接写画像： "1010110"、 "0111111"、 "0100010"、 "0011000"。 この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。
図2.微細加工プロセス。 （a）は、PDMSマイクロ流体チャネルは、ソフトリソグラフィ27を使用して製造されます。 （b）は、表面電極は、リフトオフ工程を用いて製造されます。 （c）は 、最終的なデバイスの概略断面図。 PDMSマイクロ流体チャネルは、整列した表面電極を有するガラス基板に接合されます。 jove.com/files/ftp_upload/55311/55311fig2large.jpg "ターゲット=" _空白 ">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。
3.実験のセットアップを図。シリンジポンプを使用して、細胞懸濁液を一定流量でマイクロ流体CODES装置を介して実行されます。 400kHzの交流信号は、関数発生器を使用して、基準電極に印加されます。正および負の検知電極からの電流信号は、最初の2つのトランスインピーダンス増幅器を用いて電圧信号に変換し、差動増幅器を用いて互いから減算されます。差動バイポーラ信号は、ロックイン増幅器によって抽出した後、信号処理および復号のためにコンピュータにサンプリングされます。高速光学顕微鏡を検証および特徴付けの目的のために装置の光学記録動作に使用されます。e.jove.com/files/ftp_upload/55311/55311fig3large.jpg "ターゲット=" _空白 ">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。
個々のセンサとそれらの相関関係から4.録画の電気信号を図。記録された信号と、互いとのそれらの相関は、4つの符号多重抵抗パルスセンサに与えられています。センサ1（a）は、センサ2（b）に示すように 、センサ3（c）及びセンサ4 の（d）は、7ビットのディジタル波形を生成するように設計された「1010110」、「0111111」、「0100010」、および「0011000」、それぞれ。各センサについて、上部の図は、各センサから記録された正規化された信号は、センサが生成するように設計された理想的な方形パルスシーケンスと密接に一致していることを示しています。各センサについては、下のパネルは、記録されたセンサ信号を示します9; sの自己相関とネットワーク内の他の三つの符号多重センサーに対応する信号との相互相関。個々のセンサからのデジタルコードは、互いに直交するように設計されているので、すべての場合において、自己相関ピークを確実に同定することができます。 この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。
逐次干渉キャンセルと重複波形のデコード図5.。各反復では、入力波形（第1列 ）は、最大相関振幅（第2カラム ）をもたらす特定のテンプレートを識別するために、予め組み立てられたテンプレートライブラリと相関しています。この特定のテンプレートを使用して、最も強い干渉信号振幅に基づいて推定されます相関ピーク（ 第3列）からタイミング情報。推定された信号は、効果的に最大の細胞による最も強い干渉を除去、元の波形から減算されます。相関ピークが残差信号（ すなわち 、相関係数<0.5）を決定できなくなるまでプロセスが繰り返されます。 この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。
図6の復号結果の分析。 （A）推定信号を再構成し、最小二乗近似を使用して、元の記録された波形との最良適合を得ることを目的と最適化アルゴリズムに基づいて洗練されます。 （b）は、最適化プロセスの終わりに、タイミングおよび較正信号の振幅を正確に高速顕微鏡法によって測定された細胞パラメータを反映します。 （c）は同時に記録された高速顕微鏡画像は、電気的測定から我々の結果を検証します。 この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。
| 測定タイプ | r個の CH1（ミクロン） | r個の CH2（ミクロン） | r個の CH3（ミクロン） | r個の CH4（ミクロン） | Δtの1（ミリ秒） | Δtの2（ミリ秒） | ΔT3（MS） |
| 電気 | 8.010 | 6.490 | 5.300 | 6.550 | 0.465 | 1.705 | 0.744 |
| オプティカル | 8.320 | 6.770 | 5.680 | 7.040 | 0.375 | 1.625 | 0.750 |
図6bの電気的および光学的に測定セルパラメータの 表1 の比較。我々の推定を検証するために、我々は、光学的に高速顕微鏡画像から細胞のサイズを測定しました。異なる細胞間の相対的なタイミングは、光学的に毎秒8,000フレームで記録された高速ビデオ内のセル間のフレーム数から測定されます。
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Discussion
複数の抵抗パルスセンサが以前に、マイクロ流体チップ28、29、30、31、32に組み込まれています。これらのシステムでは、抵抗パルスセンサはどちら28、29、30、31、またはそれらは異なる周波数32で駆動されるように、個々のセンサを必要と多重化されていませんでした。両方の場合において、専用の外部接続は、チップ上の各抵抗脈拍センサのために必要とし、したがって、センサの多くは、より大きなハードウェアの複雑さなしに統合することができませんでした。マイクロ流体CODESの重要な利点は、それが簡単な装置で単一の出力から複数の抵抗パルスセンサーの同時読み取りを可能にすることです。我々は、Mを利用することによって、これを達成します一般的に、マイクロ流体デバイスに統合微細加工された抵抗パルスセンサーを設計するために、電気通信に使用される技術をultiplexing。本質的に、我々の技術は、コード多重の粒子が検出されたときに識別可能な信号を生成するためにそれぞれ設計することにより、オンチップコールターカウンタのネットワークを利用します。ネットワーク内の各微細加工されたセンサーは、これらの電極を有する粒子を流れるの連続的な相互作用は、直交インピーダンス変調波形を生成するような構成が異なるに注文した複数の同一平面上の表面電極で構成されています。非同期粒子センサの相互作用に対応するために、我々は、具体的にはゴールド符号33、典型的には、CDMA電気通信ネットワークのアップリンクで使用される擬似直交デジタルコードを生成するために各センサを設計しました。ゴールド符号は、それらがランダム位相差34で位置がずれた場合であっても一定レベルの直交性を維持します。
ミcrofluidic CODES容易に拡張可能です。我々は、この論文には4つのセンサを有するプロトタイプマイクロ流体CODESデバイスからの結果を提示しているが残りの部分から区別可能な出力信号を生成するように設計された場合、複数のセンサデバイスに組み込むことができます。センサネットワークを展開する一つの方法は、より長いデジタルコードを有するより大きな直交符号セットに基づいてセンサーを設計することです。もう多くのビットを有する直交符号は、復号中のより高い処理利得を提供し、干渉が存在する場合、互いに区別することができます。一方、装置におけるより長いゴールドコードはまた、センサ干渉の期待数を増加させる、より大きな検知体積を意味します。同様に、与えられたサンプル密度のためにセンサの数を増加させると、全体的なセンシング体積の増加に起因して重なり合う複数の粒子をもたらします。このように、試料中の粒子の密度は、マイクロ流体CODES技術を使用する際に考慮される必要がある重要なパラメータです。最大のp（CDMA通信ネットワークのチャネル容量と同様に）解消することができる物品の密度は、個々のセンサ信号との関係、復号方式、マイクロ流体デバイスのレイアウト、および電子雑音レベルのようないくつかの要因に依存します。用途に応じて、サンプルは、許容可能なエラー率を生成する粒子密度に達するように希釈することができます。
CDMAネットワーク上の携帯電話の通信はリアルタイムに逆多重化することができるという事実によって証明されるように、信号処理の観点からは、マイクロ流体CODES装置から時間波形の復号化は、現在のシステムを使用して計算集約的ではありません。さらに、マイクロ流体デバイス内で復号化される物理的イベントは、我々が繰り返しSIを重複解決するために使用私たちは、SICおよび最適化プロセスのような、より高度で時間のかかるアルゴリズムを使用することを可能にする携帯電話の通信、のビット伝送速度よりはるかに遅いが起こりますセンサからgnals。
まとめると、マイクロ流体CODESは容易に彼らはチップ上で処理される粒子を追跡することによって、定量分析を実現するために、様々なマイクロ流体デバイスに統合することができ汎用性、拡張性の高い電子センシング技術です。この技術は、（1）（2）それがアクティブなオンチップ部品なしで直接電子読み出しを提供（3）ソフトリソグラフィと直接互換性のあるハードウェアの観点から非常に簡単であるため、実装が非常に容易です（4）それは、信号処理およびデータ解釈のための簡単な計算アルゴリズムに依存しています。
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Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 98% Sulfuric Acid | BDH Chemicals | BDH3074-3.8LP | |
| 30% Hydrogen Peroxide | BDH Chemicals | BDH7690-3 | |
| Trichlorosilane | Aldrich Chemistry | 235725-100G | |
| NR9-1500PY Negative Photoresist | Furuttex | ||
| Resist Developer RD6 | Furuttex | ||
| Acetone | BDH Chemicals | BDH1101-4LP | |
| SU-8 2015 Negative Photoresist | Microchem | SU8-2015 | |
| SU-8 Developer | Microchem | Y010200 | |
| Polydimethylsiloxane (PDMS) | Dow Corning | 3097358-1004 | Sylgard 184 Silicone Elastomer Kit |
| Isopropyl Alcohol | BDH Chemicals | BDH1133-4LP | |
| RPMI 1640 | Corning Cellgro | 10-040-CV | |
| Fetal Bovine Serum (FBS) | Seradigm | 1500-050 | |
| Penicillin-Streptomycin | Amresco | K952-100ML | |
| Phosphate-Buffered Saline (PBS) | Corning Cellgro | 21-040-CM | |
| PHD 22/2000 Syringe Pump | Harvard Apparatus | 70-2001 | |
| HF2LI Lock-in Amplifier | Zurich Instrument | ||
| HF2TA Current Amplifier | Zurich Instrument | ||
| Eclipse Ti-U Microscope | Nikon Corporation | ||
| DS-Fi2 High-Definition Color Camera | Nikon Corporation | ||
| v7.3 High-speed Camera | Phantom | ||
| PCIe-6361 Data Acquisition Board | National Instruments | 781050-01 | |
| BNC-2120 Shielded Connector Block | National Instruments | 777960-01 | |
| PX-250 Plasma Treatment System | Nordson MARCH |
References
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