Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Engineering
Click here for the English version

Engineering

Mikrofluidisk enhed til adskillelse af ikke-metastatiske (MCF-7) og ikke-tumor (MCF-10A) brystkræftceller ved hjælp af AC-dielektroforese

Published: August 11, 2022 doi: 10.3791/63850
Automatic Translation
1, 2, 3, 4,5
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

Summary

Brystkræftceller udviser forskellige dielektriske egenskaber sammenlignet med ikke-tumorbrystepitelceller. Det er blevet antaget, at baseret på denne forskel i dielektriske egenskaber kan de to populationer adskilles til immunterapiformål. For at understøtte dette modellerer vi en mikrofluidisk enhed til sortering af MCF-7- og MCF-10A-celler.

Abstract

Dielektroforetiske enheder er i stand til detektion og manipulation af kræftceller på en etiketfri, omkostningseffektiv, robust og nøjagtig måde ved hjælp af princippet om polarisering af kræftcellerne i prøvevolumenet ved at anvende et eksternt elektrisk felt. Denne artikel demonstrerer, hvordan en mikrofluidisk platform kan bruges til kontinuerlig sortering af ikke-metastatiske brystkræftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) ved hjælp af hydrodynamisk dielektroforese (HDEP) fra celleblandingen. Ved at generere et elektrisk felt mellem to elektroder placeret side om side med et mikronstort mellemrum mellem dem i en HDEP-mikrofluidisk chip, kan ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) skubbes væk og udvise negativ DEP inde i hovedkanalen, mens de ikke-metastatiske brystkræftceller følger deres forløb upåvirket, når de suspenderes i cellemedium på grund af at have ledningsevne højere end membranledningsevnen. For at demonstrere dette koncept blev simuleringer udført for forskellige værdier af medium ledningsevne, og sorteringen af celler blev undersøgt. En parametrisk undersøgelse blev udført, og en passende celleblandingsledningsevne viste sig at være 0,4 S / m. Ved at holde mediumledningsevnen fast blev der etableret en tilstrækkelig vekselstrømsfrekvens på 0,8 MHz, hvilket gav maksimal sorteringseffektivitet ved at variere den elektriske feltfrekvens. Ved anvendelse af den demonstrerede metode kan der opnås maksimal sorteringseffektivitet efter valg af den passende celleblandingssuspensionsmedium ledningsevne og frekvens af den påførte AC.

Introduction

En ondartet tumor, der udvikler sig i og omkring brystvævet, er en hyppig årsag til brystkræft hos kvinder over hele verden, hvilket forårsager et kritisk sundhedsproblem1. Brysttumorer før metastase kan behandles gennem kirurgi, hvis de opdages på et tidligt stadium, men hvis de ignoreres, kan de have alvorlige konsekvenser for patientens liv ved at sprede sig til deres lunger, hjerne og knogler. De behandlinger, der tilbydes på senere stadier, såsom stråling og kemisk baserede terapier, har alvorlige bivirkninger2. Nylige undersøgelser har rapporteret, at en tidlig diagnose af brystkræft reducerer dødeligheden med 60%3. Derfor er det bydende nødvendigt at arbejde hen imod personaliserede tidlige detektionsmetoder. Til dette formål har forskere, der arbejder inden for forskellige områder inden for videnskab og teknologi, brugt mikrofluidik til at udvikle enheder til tidlig diagnose af brystkræft4. Disse metoder omfatter celleaffinitetsmikrokromatografi, magnetisk aktiverede mikrocellesorterere, størrelsesbaseret kræftcelleindfangning og adskillelse og on-chip dielektroforese (DEP)5,6. Disse mikrofluidiske teknikker, der er rapporteret i litteraturen, muliggør præcis cellemanipulation, realtidsovervågning og sortering af veldefinerede prøver, der tjener som et mellemliggende trin i mange diagnostiske og terapeutiske applikationer5. Integrationen af disse sorteringsmekanismer med mikrofluidik giver fleksibel og pålidelig manipulation af målcellerne 7,8,9,10. En af de største fordele ved en sådan integration er evnen til at arbejde med væskeprøver i nano til mikroliter volumener og også være i stand til at manipulere prøvevæskens elektriske egenskaber. Ved at justere ledningsevnen af suspensionsvæsken inde i mikrofluidiske enheder kan de biologiske celler sorteres baseret på deres størrelser og forskelle i deres dielektriske egenskaber11,12.

Blandt disse teknikker foretrækkes on-chip DEP ofte, da det er en etiketfri cellesorteringsteknik, der udnytter de biologiske prøvers elektriske egenskaber. DEP er blevet rapporteret at manipulere bioprøver såsom DNA 13, RNA 14, proteiner 15, bakterier16, blodceller 17, cirkulerende tumorceller (CTC'er)18 og stamceller 19. Mikrofluidiske enheder, der anvender DEP til sortering af biologiske prøver, er blevet rapporteret udførligt i litteratur20. Reservoirbaserede DEP-mikrofluidiske (rDEP) enheder til sortering af levedygtige og ikke-levedygtige gærceller er blevet rapporteret, der beskytter cellerne mod de negative virkninger af elektrokemiske reaktioner21,22. Piacentini et al. rapporterede en castelleret mikrofluid cellesorterer, der adskilte røde blodlegemer fra blodplader med en effektivitet på 97%23. On-chip DEP-enheder med asymmetriske åbninger og indlejrede elektroder er også rapporteret at sortere levedygtige og ikke-levedygtige celler24. Valero og Demierre et al. modificerede den castellerede mikrofluidiske cellesorterer ved at indføre to arrays af mikroelektroder på begge sider af kanalen25,26. Dette hjalp med at fokusere cellerne i midten af kanalen. Zeynep et al. præsenterede en DEP-baseret mikrofluidisk enhed til at adskille og koncentrere MCF7 brystkræftceller fra leukocytter27. De rapporterede en effektivitet ved at ekstrahere MCF7-celler fra leukocytter mellem 74% -98% med en frekvens på 1 MHz og en påført spænding fra 10-12 Vpp. Supplerende tabel 1 repræsenterer en kvalitativ og kvantitativ sammenligning mellem de DEP-baserede mikrofluidiske sorteringsanordninger baseret på deres design, elektrodekonfiguration og driftsparametre (anvendt frekvens og spænding).

For nylig har forskere forsøgt at måle forskellene i den dielektriske opførsel af brystepitelceller (MCF-10A) og ikke-metastatiske brystkræftceller (MCF-7) inde i en mikrofluidisk chip28,29. Jithin et al. karakteriserede også de dielektriske reaktioner fra forskellige kræftcellelinjer ved hjælp af en åben koaksial sondeteknik med frekvenser mellem 200 MHz og 13,6 GHz30. Disse forskelle i de dielektriske reaktioner fra MCF-7 og MCF-10A cellelinjer kan udnyttes til at adskille dem i runtime og kan føre til udvikling af personaliserede diagnoseenheder i tidlig fase.

I denne artikel simulerer vi den kontrollerede sortering af ikke-metastatiske brystkræftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) ved hjælp af AC-dielektroforese. Ændringsområdet i det elektriske felt påvirker sorteringen inde i den mikrofluidiske chip. Den foreslåede teknik er let at implementere og giver mulighed for integration af sorteringsteknikken i forskellige mikrofluidiske chiplayouter. Computational fluid dynamics (CFD) simuleringer blev udført for at studere adskillelsen af ikke-metastatiske brystkræftceller og ikke-tumorbrystepitelceller ved at variere ledningsevnen af væskemediet, hvori celler blev suspenderet. I disse simuleringer er det vist, at ved at holde ledningsevnen konstant og ved at ændre den anvendte frekvens kan adskillelsen af kræftceller og sunde celler kontrolleres.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

BEMÆRK: Protokollen her bruger COMSOL, en multifysiksimuleringssoftware, til at simulere den kontrollerede sortering af ikke-metastatiske brystkræftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) ved hjælp af AC-dielektroforese.

1. Chipdesign og parametervalg

  1. Åbn multifysiksoftware, og vælg Tom model. Højreklik på Globale definitioner , og vælg Parametre. Importer parametrene i tabel 1 til globale definitioner som en tekstfil, eller indtast værdierne individuelt.
  2. Vælg Tilføj komponent på fanen Hjem, og tilføj en 2D-komponent. Højreklik på geometri og importer modelfilen ved at dobbeltklikke på filen.
  3. Vælg et tomt materiale, og brug materialeegenskaberne fra tabel 1.
  4. Vælg Tilføj fysik på fanen Hjem, og skriv AC/DC. Under AC / DC-noden skal du vælge elektriske strømme som fysik under undernoden af elektriske felter og strømme.
  5. Højreklik på den elektriske strøm , og vælg undernoderne Current Conservation, Insulate og Electric Potential for at isolere kanalvæggene for at tildele elektroderne potentiale.
  6. Vælg Tilføj fysik under fanen Startside, og vælg Krybende flowfysik under undernoden Enfaset flow under undernoden til Enfaset flow. Højreklik på Single-Phase Flow, og gengiv chipgrænserne som vægge ved hjælp af Wall-undernoden.
  7. Højreklik på Single-Phase Flow og tilføj to indløbsundernoder og en udløbsunderknude.
  8. Tildel indløbene ved hjælp af indløbsundernoden, og brug normal i flowhastighed som grænsebetingelse. Tildel stikkontakten ved hjælp af udløbsundernoden.
  9. Vælg Tilføj fysik under fanen Startside, og vælg Partikelsporingsflowfysik under undernoden Partikelsporing.
  10. Højreklik på partikelsporingsnoden , og tilføj undernodevæggen, undernoder med to partikler, to indløbsundernoder, en udløbsunderknude, to dielektroforesekraftundernoder og en trækkraftunderknude.
    1. Angiv partikelegenskaber for både MCF-7- og MCF-10A-celler ved hjælp af undernoden Partikelegenskaber . Vælg partikelegenskaberne fra parametre under afsnittet Global definition .
    2. Tilføj undernoden Træk kraft for at tildele den dielektroforetiske kraft til begge typer celler.
    3. Tilføj partikelegenskaber i dette tilfælde fra parameterafsnittet. Føj Shell-undernoden til modelmamkaliceller.
  11. Fra fanen Hjem skal du vælge Tilføj maske og vælge Finmasket. Vælg Build Mesh fra fanen Hjem for at opbygge et net.
  12. Fra fanen Hjem skal du klikke på Tilføj studie for at tilføje tre studietrin. Undersøgelsestrin 1 er til simulering af et frekvensrespons; brug en frekvensdomæneundernode .
    1. Hvis du vil simulere et krybende flow, skal du vælge noden Stationær undersøgelse . Tilføj to tidsafhængige trin for at simulere tilstande med dielektroforetisk kraft og uden dielektroforetisk kraft.
    2. For betingelsen ingen dielektroforetisk tilstand skal du vælge Valg af fysik og variabler, markere afkrydsningsfeltet med titlen Rediger modelkonfiguration for studietrinnet og deaktivere det dielektroforetiske trin. For dielektroforetiske tilstande må du ikke deaktivere. Gem filen, og tryk på Beregn for at simuleringen skal køre.
      BEMÆRK: Den mikrofluidiske chip designet til sortering af ikke-metastatiske brystkræftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) har to separate indløb til celleblandingsflow og til hydrodynamisk flowfokusering med bredder på henholdsvis 20 μm og 40 μm som vist i supplerende figur 1 og supplerende figur 2.
    3. Tildel frekvens (f0) under frekvensdomæneundernoden og spænding ved hjælp af undernoden Electric Potential til planglærerelektroderne (295 μm i bredden) placeret langs sorteringskammerets øverste sidevæg. Ved stikkontakten skal du bruge "fryse" vægtilstanden til at visualisere de sorterede partikler.

2. Matematisk model og beregningsanalyse

  1. Kontroller driftsparametrene for adskillelse af ikke-metastatiske brystkræftceller og ikke-tumorbrystepitelceller inde i den mikrofluidiske enhed ved at oprette en CFD-undersøgelse (Computational Fluid Dynamic).
    BEMÆRK: Multifysiksoftware (AC / DC, Microfluidics og Particle Tracking moduler) blev brugt til dette formål. De styrende ligninger og den teoretiske baggrund er nærmere beskrevet i supplerende fil 1. Modellen blev testet ved hjælp af de dielektriske egenskaber af ikke-metastatiske brystkræftceller (MCF7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) rapporteret i litteratur31,32, som er opsummeret i tabel 1.
  2. Udfør CFD-simuleringerne ved at introducere ikke-metastatisk brystkræft (MCF7) og ikke-tumorbrystepitel (MCF-10A) cellelinjer med et forhold på 1: 1 ved celleblandingsindløbet.
    1. Udfør i første omgang en maskeuafhængighedsundersøgelse for at optimere maskestørrelsen for simuleringerne33.
      BEMÆRK: En mesh-uafhængighedsundersøgelse blev udført for at finde den bedste løsning for driftsparametrene. Et sæt af fem forskellige maskestørrelser blev valgt for at kvantificere den bedst mulige elementstørrelse for konvergensen af opløsningen. Det blev observeret, at når det samlede antal elementer, der definerede et net, var 635 (grovere net), som vist i supplerende figur 3A, var sorteringseffektiviteten på sit laveste, idet nogle af MCF7-cellerne bevægede sig til bundudløbet, som afbildet i supplerende figur 3B. Da maskestørrelsen blev øget til fin, steg antallet af elementer, der definerede masken, også til 2.288. Sorteringseffektiviteten var maksimal i dette tilfælde, hvor både MCF7- og MCF-10A-celler bevægede sig mod deres respektive udløb. Det finere net blev også simuleret, hvor antallet af elementer, der definerede masken, steg til 3.188. Sorteringseffektiviteten forblev upåvirket ud over dette punkt. Derfor kan vi med sikkerhed sige, at finmaskestørrelse fungerer bedst i vores tilfælde.
    2. Løs to sæt CFD-undersøgelser.
    3. For det første sæt skal du højreklikke på Study 1 og tilføje parametrisk sweep-undernode. Tryk på tegnet + for at tilføje væskemediumledningsevne "σm" som fejevariabel. Udfør en parametrisk fejeundersøgelse for væskemediets ledningsevne σ m fra 0,01 S/m til 2,5 S/m , idet den anvendte frekvens, f (Hz), holdes konstant på en værdi på 800 kHz.
    4. For det andet sæt skal du udføre en parametrisk sweep-undersøgelse ved at variere den anvendte vekselstrømsfrekvens fra 100 kHz til 100 MHz, samtidig med at ledningsevnen af væskemediet σ m holdes fast på 0,4 S /m for hvert tilfælde. Denne σm-værdi blev valgt ud fra resultaterne af den første CFD-undersøgelse, da der blev observeret en maksimal adskillelse mellem MCF-7 og MCF-10A ved denne værdi.
    5. Styrken af dielektroforese (DEP) kraften, FDEP (-), der udøves på en dielektrisk sfærisk partikel i et ledende medium, er givet ved ligning 1T34:
      FDEP Equation 1 [1]
      Brug ligning 1 under undernoden dielektroforetisk kraft. I ligning 1 viser r radius af den partikel, hvorpå FDEPanvendes; K (-) er kendt som Clausius-Mossotti-faktoren; εm(-) viser mediets dielektriske permittivitet og E (V / m) er rodens kvadratværdi af det elektriske felt.
    6. Brug ligning 2 til en sfærisk partikel under underknuden dielektroforetisk kraft.
      Equation 2[2]
      I ligning 2 viser (-) den komplekse permittivitet af den partikel, som DEP-kraften anvendes på; Equation 4 (-) viser den komplekse permittivitet af væsken, Equation 3 der omgiver partiklen. Den komplekse permittivitet Equation 3 og Equation 4 er defineret som følger35:
    7. Brug ligning 3 til en sfærisk partikel under undernoden dielektroforetisk kraft:
      Equation 6[3]
      I ligning 3 viser εp (-) den reelle del af partiklens komplekse permittivitet; εm (-) viser den reelle del af den komplekse permittivitet af væsken, der omgiver partiklen; σp (S/m) viser partikelledningsevnen; σ m (S/m ) viser ledningsevnen af mediet omkring partiklen; og ω (Hz) er frekvensen af det påførte elektriske felt.
      BEMÆRK: Tegnet på Re (K) bestemmer polariteten af FDEP. Hvis tegnet på Re (K) er negativt, oplever partiklen en negativ dielektroforetisk kraft (nDEP); I modsætning til dette, hvis tegnet på Re (K) er positivt, indebærer det en positiv dielektroforetisk kraft (pDEP). For Clausius-Mossotti-faktoren (K) ligger variationen inden for området -1 til 1.
  3. Brug en modificeret form af ligning 3 til at modellere biologiske celler såsom pattedyrceller, som er mere komplekse og har en flerlagsstruktur.
    K (Equation 7) = Equation 8 [4]
    I ligning 4 Equation 9 inkorporerer (-) både cytoplasmaets Equation 10 komplekse permittivitet (-) og cellemembranens Equation 11 komplekse permittivitet (-) og er givet som følger:36
  4. Brug ligning 5 til at løse ""Equation 12:
    Equation 13[5]
    I ligning 5 viser R cyto (m) og Rmem (m) radius af henholdsvis cellecytoplasma og cellemembran.
  5. Brug derefter ligning 4 til at plotte Re (K) som en funktion af det anvendte elektriske felt for både kræft og sunde celler. Beregn den reelle del af Clausius-Mossotti (CM) faktoren, Re (K), for at kvantificere den dielektroforetiske kraft (DEP), som partiklen oplever.
  6. Højreklik på noden Resultater, tilføj undernoden Partikelevaluering, og skriv fpt.deff1.K i udtryksafsnittet for at afbilde CM-faktoren for partikel 1 og fpt.deff2.K for partikel 2.
    BEMÆRK: Alle protokoltrinnene, der er angivet i hovedteksten, kan ses i protokolvideoen (Video 1).

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Undersøgelse af de optimale operationelle parametre for effektiv DEP-baseret sortering af ikke-metastatisk brystkræft (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitel (MCF-10A) celler
For at opnå en vellykket adskillelse af ikke-metastatisk brystkræft (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) med divergerende dielektriske egenskaber, når de gennemgår dielektroforese, bør deres K-faktorer være forskellige ved at holde den anvendte frekvens fast37,38. Kvantificeringen af de dielektriske reaktioner af ikke-metastatiske brystkræftceller og ikke-tumorbrystepitelceller under et anvendt elektrisk felt og beregningen af "K" -faktoren som en funktion af den anvendte frekvens for begge cellelinjer blev opnået ved anvendelse af ligning 4. Resultaterne vist i figur 1 blev genereret ved at holde alle de dielektriske parametre for de ikke-metastatiske brystkræftceller og ikke-tumorbrystepitelceller fastgjort, mens den påførte frekvens af det elektriske felt blev varieret for tre forskellige værdier af ledningsevne af cellesuspensionsmediet σm.

Som vist i figur 1 ligger værdien af K i hvert tilfælde inden for intervallet -1 til 1, i overensstemmelse med tidligere undersøgelser39,40. Ikke desto mindre ændres plottet af real (K) versus frekvensen for både ikke-metastatiske brystkræftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) i henhold til værdien af medieledningsevnen (σm). Resultaterne vist i figur 1 er i overensstemmelse med en nylig undersøgelse, hvor effekten af σm på Re (K) for MCF-7-celler blev kvantificeret41.

Figure 1
Figur 1: Clausius-Mossotti faktor. Den reelle del af Clausius-Mossotti-faktoren, K, plottet som en funktion af frekvens, for MCF-7 og MCF-10A celler suspenderet i et medium karakteriseret ved en ledningsevne på (A) σ m = 0,01 S /m ; B) σ m = 0,4 S/m (C) σ m = 1,2 S/m . Klik her for at se en større version af denne figur.

Figur 1 blev plottet ved hjælp af MyDEP-værktøjet for tre forskellige σm-værdier, idet den anvendte AC-frekvens blev bevaret og varieret fra 100 kHz til 100MHz. Oprindeligt blev σm valgt til at være 0,01 S/m, og den anvendte vekselstrømsfrekvens varierede mellem 100 kHz og 100 MHz, som vist i figur 1A. Ved en anvendt AC-frekvens på 100 kHz viste værdien af Re (K) for MCF-10A-celler sig at være 0,82, hvilket betyder, at de oplever positiv dielektroforese (pDEP) og bør bevæge sig mod et område med høj elektrisk feltstyrke. På samme måde oplever MCF-7-cellerne ved 100 kHz også pDEP med en Re (K) -værdi på 0,76. Frekvensen blev øget i trin på 100 kHz, og værdien af CM-faktoren for begge celletyper forblev på den positive side i hele det anvendte frekvensspektrum. Ved at holde alle de andre driftsparametre konstante blev medieledningsevnen øget til 0,4 S/m for at plotte Re(K), som vist i figur 1B. MCF-10A og MCF-7 viste negativ dielektroforese (nDEP) adfærd med Re (k) værdier på henholdsvis -0,46 og -0,31 ved 100 kHz. Da frekvensen blev øget til 0,8 MHz, ændrede DEP-responsen for MCF-10-celler sig, og de oplevede pDEP med en Re (K) -værdi på 0,014. Denne opførsel af MCF-7-celler er forårsaget af Maxwell-Wagner-polariseringen ved grænsefladen mellem cellemembranen og det omgivende cellesuspensionsmedium39,41. Frekvensen, hvor denne ændring i DEP-respons observeres, er kendt som cross-over-frekvensen, som vist i figur 1A42,22. MCF-7-cellerne oplevede i dette tilfælde nDEP. Frekvensen blev yderligere øget op til 100 MHz, men begge celletyper ændrede ikke deres DEP-adfærd og forblev således upåvirket af variationerne i den anvendte elektriske feltfrekvens. Da ledningsevnen blev øget til 1,2 S/m, oplevede MCF-10A- og MCF-7-cellerne nDEP ved 100 kHz. Re(k)-værdierne for MCF-10A- og MCF-7-cellerne var i dette tilfælde henholdsvis -0,49 og -0,43, som vist i figur 1C. Da frekvensen blev øget til 0,8 MHz, ændrede cellernes DEP-respons sig ikke, da de blev ved med at opleve nDEP. Den negative DEP-opførsel af både MCF-7 og MCF-10A cellelinjer ved høje værdier af celler suspension medium ledningsevne er i overensstemmelse med tidligere rapporterede undersøgelser 39,43,44. Cellernes DEP-opførsel ved frekvenser, der er højere end den første cross-over-frekvens, styres af interaktionen mellem cytoplasmatisk ledningsevne og suspensionsopløsningen45,46. På den anden side bestemmes cellernes dielektriske respons ved frekvenser, der er lavere end den første cross-over-frekvens, af interaktionen mellem cellemembranledningsevnen og cellesuspensionsmediet.

På grundlag af resultaterne vist i figur 1 blev der opstillet COMSOL-simuleringer. Oprindeligt blev den elektriske feltstyrke kvantificeret ved hjælp af denne simuleringssoftware, som vist i figur 2. Det kan ses, at maksima af størrelsen af det samlede elektriske felt genereret af to elektroder placeret side om side på sorteringskanalens øverste væg er placeret nær elektrodekanterne. Pilene viser retningen af det elektriske felt.

Figure 2
Figur 2: Elektrisk feltstyrke. Det elektriske felt genereret af to elektroder placeret side om side. Klik her for at se en større version af denne figur.

Simuleringerne til sortering af MCF-7- og MCF-10A-celler blev oprettet ved at holde den anvendte AC-frekvens fast på 0,8 MHz (cross-over-frekvens) og ændre værdien på σm. Tre værdier for σm blev valgt i overensstemmelse med Re(K)-parcellerne vist i figur 1. Oprindeligt, da σ m var 0,01 S /m , oplevede begge celletyper positiv DEP, bevægede sig mod området med høj elektrisk feltstyrke og bevægede sig ud fra det øverste udløb, som vist i figur 3A. De cytoplasmatiske ledningsevner σcytoplasma for begge cellelinjer var højere end den mellemstore ledningsevne σm i dette særlige tilfælde, hvilket tvang begge cellelinjer til at bevæge sig tættere på elektroderne øverst i den mikrofluidiske kanal47. DEP-responsen for MCF-10A-cellerne ændrede sig, og de oplevede negativ DEP, da den σ m blev øget til 0,4 S /m med den påførte frekvens fastsat til 0,8 MHz. Figur 3B viser, at MCF-10A-celler bevæger sig til det øverste udløb, mens MCF-7-celler bevæger sig til det nederste udløb. Årsagen til denne adskillelse er, at MCF-7-celler er mere polariserede sammenlignet med MCF-10A, da deres cytoplasmatiske ledningsevne σcytoplasma er større end mediumledningsevnen σm, som vist i cellesorteringsvideoen (Video 2).

Figure 3
Figur 3: Cellesortering fast frekvens. Simulering af MCF-7 og sund celleseparation over tid af DEP i den mikrofluidiske enhed designet. MCF-7 og sund celleseparation ved tre forskellige værdier af ledningsevne af det suspenderede medium: (A) 0,01 S / m; B) 0,4 S/m (C) 1.2 S/m. I hvert tilfælde var den påførte frekvens 0,8 MHz, den påførte spænding Vpp var 1,5 V, og strømningshastigheden ved injektionsindløbet var 184 μm / s og 853 μm / s ved strømningsfokuseringsindløbet. I simuleringen er MCF-7-celler og MCF-10A-celler repræsenteret med henholdsvis blå og røde cirkler. Klik her for at se en større version af denne figur.

Da mediumledningsevnen blev yderligere øget til 1,2 S / m, blev både MCF-7- og MCF-10A-celler begge mindre polariserbare end mediet omkring dem på grund af lavere cytoplasmisk ledningsevne σcytoplasmaværdier . Derfor oplevede de nDEP og flyttede væk fra regioner med højt elektrisk felt, som vist i figur 3C.

Disse resultater viser, at mediets ledningsevne spiller en vigtig rolle i adskillelsen af MCF-7 ikke-metastatiske brystkræftceller fra MCF-10A ikke-tumorbrystepitelceller baseret på DEP. Som vist i figur 3B skal medieledningsevnen desuden justeres på en måde, så cellerne oplever enten pDEP eller nDEP, baseret på deres respektive dielektriske egenskaber, for at opnå en effektiv adskillelse.

Endelig blev effekten af den anvendte dielektroforetiske kraft, F DEP, på sorteringsadfærden for begge cellelinjer undersøgt ved at holde mediumledningsevnen konstant på 0,4 S / m. FDEP er en funktion af frekvensen af det anvendte elektriske felt48,49, og da frekvensen af det anvendte elektriske felt ændres, cellerne ændrer deres DEP-adfærd. Simuleringerne blev startet ved at indstille frekvensen til 100 kHz, og det blev observeret, at både MCF-10A og MCF-7 cellelinjer oplevede nDEP og bevægede sig væk fra området med højt elektrisk felt mod bundudløbet, som vist i figur 4A. Da frekvensen blev øget, forblev DEP-adfærden for begge cellelinjer uændret indtil 0,8 MHz, da MCF-10A ændrede deres DEP-adfærd og krydsede over til pDEP-regionen. Dette er punktet med den maksimale adskillelse mellem de undersøgte DEP-responsceller og maksimal sorteringseffektivitet, som vist i figur 4B. Da frekvensen blev øget til 100 MHz, blev det observeret, at begge cellelinjer oplevede pDEP og bevægede sig mod det øverste udløb, som vist i figur 4C. Ved højere frekvenser over 0,8 MHz begyndte cellerne at immobilisere ved kanalvæggene. Immobilisering af celler ved kanalvæggene kan føre til celletab under sorteringsprocessen, hvilket igen har en effekt på enhedens samlede effektivitet. Effekten af disse kræfter kan også forårsage alvorligt tab i cellelevedygtighed, hvis de udsættes for længere tid. Yang et al. kvantificerede effekten af DEP-kræfter på en Listeria monocytogenes-cellelinje ved at udsætte dem for et vekselstrømselektrisk felt på 5 MHz og en top til spidsspænding på 20 VPP50. Deres resultater indikerede et levedygtigt celletab på 56% -89%, når de blev holdt under virkningen af DEP-kraft i 4 timer. Tilsvarende er DEP-kræfter også blevet rapporteret at have en effekt på cellernes bevægelse, når de suspenderes i et polariserbart medium og er blevet brugt til at immobilisere celler. Ettehad et al. rapporterede en mikrofluidisk enhed med interdigiterede elektroder (IDE'er), der brugte en AC-frekvens på 1 MHz og 20 VPP til at immobilisere gærceller51. De viste, at immobilisering af deres gærceller var afhængig af billedformatet mellem afstanden mellem deres IDE'er og påført spænding. Stigningen i billedformatet for IDE-afstand resulterede i et kraftigt fald i celleimmobilisering, og for at immobilisere celler i enheder med større afstand mellem IDE'er var der behov for højere VPP. Celleimmobilisering er en ønsket applikation, når celler skal fanges til analyse eller vækst. De tidligere resultater viste tydeligt, at anvendt AC-frekvens og spænding har en effekt på celleimmobilisering. I applikationer, hvor sortering eller screening med høj kapacitet er det ønskede resultat, resulterer celleimmobilisering i celletab og reducerer enhedens outputeffektivitet.

For at kvantificere effekten af påført frekvens og spænding på celleimmobilisering blev et sæt simuleringer kørt fra kilohertz til megahertz frekvensområde ved en fast påført spænding på 1,5 VPP. Resultaterne er vist i supplerende figur S4. Resultaterne afslørede, at ved frekvenser i kHz-området var immobiliseringen af cellerne ved kanalvæggene langt mindre sammenlignet med frekvenser i MHz-området. Da DEP-kraft er direkte proportional med den anvendte AC-frekvens, kan vi udlede, at immobiliseringen af celler ved høj DEP-kraft er mere udtalt. For denne mikrofluidiske enhed vil der være et celletab under sorteringen af MCF7- og MCF-10A-celler, da det er nødvendigt at operere ved frekvenser større end 0,8 MHz. Effekten af den tilfældige fordeling af celler ved indløbet blev yderligere undersøgt ved at vælge en tilfældig fordelingsgrænsebetingelse. Flere celle-kanalvægsinteraktioner blev observeret i dette tilfælde, som vist i supplerende figur 5.

Figure 4
Figur 4: Cellesortering med fast medium ledningsevne. Effekt af hyppigheden af det anvendte AC-felt på adskillelsen af ikke-metastatiske brystkræftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) i den simulerede mikrofluidiske enhed. (A) f = 100 KHz; B) f= 0,8 MHz (C) f = 100 MHz. Væskemediets ledningsevne blev fastsat til σ m = 0,4 S/m . Klik her for at se en større version af denne figur.

Dielektriske egenskaber til simulering εcytoplasma σcytoplasma
(S/m)		 εmembran σmembran
(S/m)
MCF-7 50 0.8 11 6× 10-6
MCF-10A 100 0.1 11 6
F0 800 [kHz] 1,2 x 103 Hz Frekvens af det elektriske felt
sigma_f 0,4 [S/m] 0,8 S/m Flydende medium ledningsevne
epsilon_f 80 80 Flydende relativ permittivitet
rho_f 1000 [kg/m3] 1000 kg/m³ Væsketæthed
mu_f 1 x 10-3 [Pa·s] 0,001 Pa·s Flydende dynamisk viskositet
rho_p 1050 [kg/m3] 1050 kg/m³ Partikeltæthed
Dp1 17 [μm] 1,7 x 10-5 m Partikeldiameter
Dp2 16 [øh] 1,6 x 10-5 m Partikeldiameter
sigma_p1 0,8 [S/m] 0,6 S/m Partikelledningsevne
sigma_p2 0,1 [S/m] 1.1 S/m Partikelledningsevne
epsilon_p1 50 55 Sund relativ permittivitet
epsilon_p2 100 65 Kræft relativ permittivitet
sigma_s1 6 x 10-6 [S/m] 6 x 10-6 S/m Shell elektrisk ledningsevne
sigma_s2 6 [S/m] 6 S/m Shell elektrisk ledningsevne
epsilon_s1 11 11 Shell relativ permittivitet
epsilon_s2 11 11 Shell relativ permittivitet
th_s1 7 [nm] 7 x 10-9 m Skal tykkelse
th_s2 7 [nm] 7 x 10-9 m Skal tykkelse

Tabel 1: Driftsparametre. Dielektriske egenskaber af MCF-7 og MCF-10A

Video 1: En video, der viser protokoltrinnene. Klik her for at downloade denne video.

Video 2: Video til cellesortering. Klik her for at downloade denne video.

Supplerende fil 1: De styrende ligninger og teoretisk baggrund. Klik her for at downloade denne fil.

Supplerende figur 1: Enhedens design og parametre. Mikrofluidisk enhedsdesign, der fremhæver forskellige dele af enheden. Klik her for at downloade denne fil.

Supplerende figur 2: Mellemrum mellem elektroder. Afstanden mellem to patchelektroder. Klik her for at downloade denne fil.

Supplerende figur 3: Undersøgelse af mesh-uafhængighed. En maskeuafhængighedsundersøgelse, der viser effekten af forskellige maskestørrelser på sorteringen af MCF-7- og MCF-10A-celler. (A) De forskellige maskestørrelser for den mikrofluidiske anordning, der viser antallet af elementer for hvert net. Antallet af elementer, der udgør masken, stiger fra grovere til finere net. (B) Sortering af MCF7- og MCF-10A-celler på forskellige maskestørrelser ved at holde alle de andre driftsparametre konstante. De fine og finere maskestørrelser giver de bedste resultater til sortering. Klik her for at downloade denne fil.

Supplerende figur 4: Celle immobilisering og tilfældig fordeling test. Simuleringer udført for frekvenser mellem 10 KHz og 6 MHz for at validere effekten af DEP-kraft på celleimmobilisering. (A) Ved f = 10 kHz observeres ingen sortering og celleimmobilisering. (B) Ved f = 200 kHz observeres ingen sortering og celleimmobilisering. (C) Ved f = 0,8 MHz observeres sortering og celleimmobilisering ved udløbsvæggene. Klik her for at downloade denne fil.

Supplerende figur 5: Tilfældig fordeling. Tilfældigt fordelte partikler ved chipets indløb. Klik her for at downloade denne fil.

Supplerende tabel 1: Sammenligning af forskellige DEP-baserede mikrofluidiske sorteringsanordninger. Klik her for at downloade denne fil.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Mikrofluidiske enheder er tidligere blevet rapporteret til cellekultur, fangst og sortering 47,52,53. Fremstillingen af disse enheder i renrummet er en dyr proces, og det er bydende nødvendigt at kvantificere output og effektivitet af en foreslået mikrofluidisk enhed gennem CFD-simuleringer. Denne undersøgelse præsenterer design og simuleringer af en AC-dielektroforetisk mikrofluidisk enhed til kontinuerlig adskillelse af ikke-metastatiske brystkræftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) baseret på deres dielektriske egenskaber23.

Enheden betjenes ved at anvende et vekselstrøms elektrisk felt via et sæt af to mikroelektroder indlejret i en enkelt mikrofluidisk sorteringskanal for at adskille MCF-7- og MCF-10A-celler baseret på deres dielektriske egenskaber. Enhedens separationseffektivitet blev beregningssimuleret for forskellige værdier af medium ledningsevne og for en række anvendte vekselstrømsfrekvenser. De optimale værdier for vekselstrømsfrekvens og medieledningsevne viste sig at være henholdsvis 0,8 MHz og 0,4 S/m. En lav spænding på 1,5 Vp-p blev brugt under simuleringerne. Det anvendte AC-frekvensområde og den anvendte spænding kan sammenlignes med tidligere rapporteret litteratur23,47. Ved frekvenser over 1 MHz blev celleimmobiliseringseffekten observeret, hvilket bør tages i betragtning for fremtidige enhedsdesign og fabrikation. Vi angiver denne celleimmobilisering som en begrænsning af vores metode i forbindelse med cellesorteringsapplikationer. Vi mener, at celleimmobilisering ved højere frekvenser kan bruges til celledifferentiering som tidligere rapporteret i litteratur54, hvilket giver dette foreslåede design en ny retning. Denne ansøgning ville være af stor interesse for forskere i syntetisk biologi.

De kritiske trin for korrekt implementering af denne protokol omfatter valg af egnede fysikknudepunkter og undernoder (trin 1.5-1.9). Disse trin danner grundlaget for hele simuleringsprotokollen og hjælper med at vælge parameterværdierne for hver celletype, anvendt kraft og anvendt spænding. Et andet kritisk trin er at vælge den korrekte væskemediumledningsevne og påførte frekvens. Dette kan opnås ved at køre et fejlfindingstrin i parametrisk sweep. Den parametriske fejning af disse to parametre kan hjælpe med at bestemme de optimale værdier for eventuelle fremtidige simuleringer. Endelig er en maskeuafhængighedsundersøgelse også kritisk i forbindelse med valg af den rigtige maskestørrelse til fremtidige simuleringer. Det anbefales stærkt, at en maskeuafhængighedsundersøgelse udføres som et fejlfindingstrin, inden fremtidige simuleringer afsluttes.

Denne undersøgelse giver det første simuleringsbaserede eksempel på inline adskillelse af ikke-metastatiske brystkræftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) baseret på deres dielektriske egenskaber. Vi mener, at dette design kan implementeres yderligere til levedygtig og ikke-levedygtig cellesortering.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne erklærer ingen potentielle interessekonflikter.

Acknowledgments

Denne undersøgelse blev støttet af Pakistans Kommission for Videregående Uddannelse.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
COMSOL COMSOL multiphysics simulation software

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  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).

Tags

Ingeniørarbejde udgave 186
Mikrofluidisk enhed til adskillelse af ikke-metastatiske (MCF-7) og ikke-tumor (MCF-10A) brystkræftceller ved hjælp af AC-dielektroforese
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

ur Rehman, A., Zabibah, R. S.,… More

ur Rehman, A., Zabibah, R. S., Kharratian, S., Mustafa, A. Microfluidic Device for the Separation of Non-Metastatic (MCF-7) and Non-Tumor (MCF-10A) Breast Cancer Cells Using AC Dielectrophoresis. J. Vis. Exp. (186), e63850, doi:10.3791/63850 (2022).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter